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UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO

FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO

PÂMELA CARBONE MELLO

AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA À ABRASÃO, MICRODUREZA SUPERFICIAL E

ESTABILIDADE DE COR DE DENTES ARTIFICIAIS DE RESINA ACRÍLICA

RIBEIRÃO PRETO

2007

UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO

FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO

PÂMELA CARBONE MELLO

AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA À ABRASÃO, MICRODUREZA SUPERFICIAL E

ESTABILIDADE DE COR DE DENTES ARTIFICIAIS DE RESINA ACRÍLICA

Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação da Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo para obtenção do título de Mestre em Odontologia, Área de Concentração: Reabilitação Oral.

Orientador: Prof. Dr. Ricardo Faria Ribeiro

RIBEIRÃO PRETO

2007

FOLHA DE APROVAÇÃO

Pâmela Carbone Mello

Avaliação da resistência à abrasão, microdureza superficial e estabilidade de cor de

dentes artificiais de resina acrílica.

Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto para obtenção do título de Mestre. Área de Concentração: Reabilitação Oral

Aprovado em: ___/___/___

Banca Examinadora

Prof. Dr.__________________________________________________________________

Instituição: _________________________________Assinatura:______________________

Prof. Dr.__________________________________________________________________


Prof. Dr.__________________________________________________________________


DEDICATÓRIA

A Deus, Por me guiar em todos os passos desta caminhada, me proporcionando saúde, paz e

tranqüilidade para a conclusão deste trabalho.

Aos meus queridos pais Cory e Regina,

Pelo amor, apoio, carinho e dedicação incondicionais. Obrigada pela confiança

depositada em mim, compreensão por eu estar ausente em alguns momentos e por nunca

deixarem que eu desistisse dos meus sonhos. Cada vitória da minha vida é intensamente

dedicada a vocês, meus heróis!

A minha irmã Caroline,

Pelo amor e carinho compartilhados em todos os momentos de nossas vidas. Pessoas

importantes para nós, sempre estão presentes, mesmo que distantes. Obrigada por todos os

ensinamentos. A você todo meu amor e admiração!

A minhas avós Laura e Neuza,

Por acreditarem e torcerem sempre por mim.

Dedico este trabalho

AGRADECIMENTOS

Agradecimento especial

Ao Prof. Dr. Ricardo Faria Ribeiro,

Por ter me acolhido e orientado durante este período, por ter enriquecido meu

amadurecimento profissional e pessoal, por seus conselhos e apoio em momentos difíceis e

por sua valiosa ajuda que permitiu a conclusão deste trabalho. Obrigada, também, pela sua

paciência em cultivar em mim o gosto pela pesquisa e pela docência. Por todos os

ensinamentos recebidos e grande amizade, minha eterna gratidão!

À Profª. Drª. Maria da Glória Chiarello de Mattos, pela oportunidade, incentivo e

principalmente amizade, durante todo curso de pós-graduação.

À Profª. Drª. Renata Cristina Silveira Rodrigues Ferracioli, pela amizade e por estar sempre

ao meu lado, disposta a me ajudar no que fosse preciso.

À Direção da Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo,

representada por sua Diretora, Profª. Drª. Marisa Semprini, por me acolher na pós-

graduação.

À Profª. Drª. Cláudia Helena Lovato da Silva, à Profª. Drª. Helena de Freitas Oliveira

Paranhos e ao Prof. Dr. Valdir A Muglia, pela receptividade e oportunidade.

A todos os docentes do Curso de Pós-Graduação da Faculdade de Odontologia de Ribeirão

Preto, Área de Concentração: Reabilitação Oral, pelos ensinamentos transmitidos.

À engenheira Ana Paula Macedo, do Departamento de Materiais Dentários e Prótese, pela

grande ajuda na realização deste trabalho e na análise estatística.

A Regiane de Cássia Tirado Damasceno e Ana Paula Xavier, da secretaria do

Departamento de Materiais Dentários e Prótese, pela amizade e disponibilidade que sempre

tiveram.

A Isabel Cristina Galino Sola e Regiane Cristina Moi Sacilotto, da secretaria da Seção de

Pós-Graduação da Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto-USP, pela atenção

concedida durante todo o curso.

Aos funcionários do LIPEN, Edson Volta e Ricardo de Souza Antunes, pelo auxílio na

realização dos testes deste trabalho.

A todos meus amigos, pela compreensão nos momentos de ausência. Obrigada por estarem

sempre ao meu lado nos momentos de angústia e felicidade.

Aos amigos Ricardo Negrão Lutti, Antônio Luiz, Seu Aziz e Cascão, por estarem sempre

dispostos a me ajudar no que fosse preciso.

Aos colegas do curso de pós-graduação pelos momentos agradáveis que compartilhamos

nestes anos.

À Adriana Cláudia Lapria Faria e Rodrigo Tiossi, pela grande ajuda em todas as fases de

execução deste trabalho.

Ao meu cunhado Alessandro, por toda sua torcida.

Ao Carlos, pelo seu carinho, paciência e grande ajuda na fase final de conclusão deste

trabalho.

Ao Lâner, um grande amigo desde a graduação, pelo seu carinho e ajuda durante todos os

anos de convivência. Espero que nossa amizade seja conservada por toda a vida.

Ao amigo Abílio, por ter sido fundamental na execução deste trabalho. A você todo meu

carinho, admiração e agradecimento.

À minha querida amiga Michele Regina Nadalin, pela amizade e convivência sempre muito

agradável, além da paciência em me ajudar na fase final de conclusão deste trabalho.

SUMÁRIO

RESUMO

ABSTRACT

1. INTRODUÇÃO.......................................................................................... 16

2. REVISÃO DA LITERATURA.................................................................. 21

2.1 Dentes artificiais................................................................................. 22

2.2 Antagonistas de Ni-Cr......................................................................... 25

2.3 Antagonistas de resina indireta........................................................... 29

2.4 Resistência à abrasão.......................................................................... 30

2.5 Microdureza superficial...................................................................... 34

2.6 Cor....................................................................................................... 36

2.7 Análise instrumental da cor................................................................. 38

3. PROPOSIÇÃO............................................................................................ 40

4. MATERIAL E MÉTODOS........................................................................ 42


4.1.1 Confecção dos corpos-de-prova..................................................... 43

4.1.2 Confecção dos antagonistas 44

4.1.3 Inclusão dos corpos-de-prova e das pastilhas antagonistas............ 46

4.1.4 Perfilamento dos corpos-de-prova................................................. 46

4.1.5 Rugosidade superficial da pastilha antagonista............................. 48

4.1.6 Ensaio de abrasão........................................................................... 48


4.2.1 Confecção dos corpos-de-prova..................................................... 51

4.2.2 Leitura da microdureza.................................................................. 52

4.3 Estabilidade de cor.............................................................................. 53

4.3.1 Confecção das matrizes.................................................................. 53

4.3.2 Análise espectrofotométrica da cor dos dentes artificiais antes e

após o envelhecimento artificial acelerado

54

4.3.3 Processo de envelhecimento artificial acelerado............................ 55

4.4 Análise estatística ............................................................................... 57

5. RESULTADOS........................................................................................... 58



5.3 Estabilidade de cor............................................................................. 63

6. DISCUSSÃO.............................................................................................. 66

7. CONCLUSÃO ........................................................................................... 72

8. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS........................................................ 74

APÊNDICE A

APÊNDICE B

RESUMO

RESUMO

Mello, P.C. Avaliação da resistência à abrasão, microdureza superficial e estabilidade de cor de dentes artificiais de resina acrílica. 2007. 109f. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto / Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto, 2007.

O objetivo deste trabalho foi avaliar in vitro a resistência à abrasão, a microdureza superficial e a estabilidade de cor de dentes artificiais de resina acrílica. Sete grupos (1-Biolux, 2- Trilux, 3- Blue Dent, 4- Biocler, 5- Orthosit-Vivodent, 6- Postaris-Antaris, 7- Gnathostar-Ivostar), compostos de 12 pré-molares superiores de cada fabricante, sendo 6 contra antagonistas metálicos (Ni-Cr) e 6 contra antagonistas de resina indireta (Solidex), foram delineados em um perfilômetro, antes e após serem submetidos ao ensaio de abrasão. A diferença linear entre a primeira e a segunda leituras foi medida com um paquímetro digital (precisão 0,01mm). Após a análise estatística (análise de variância, teste de Tukey-Kramer, nível de significância em p<0,05), observou-se que houve diferenças estatísticas significantes entre os grupos e que a marca Postaris apresentou os menores valores de desgaste contra ambos os antagonistas (R=2,33±0,91µm e M=1,78±0,42µm). Para a análise da microdureza superficial Vickers, foram utilizados 6 incisivos laterais superiores de cada marca e 3 leituras (terços incisal, médio e cervical) foram feitas com o auxílio de um microdurômetro. As médias de microdureza superficial Vickers foram submetidas à análise estatística (nível de significância p<0,05) e com os resultados obtidos concluiu-se que o grupo Biolux (22,1±0,91VHN) seguido do Antaris (21,9±1,58VHN), Ivostar (21,1±0,98VHN) e Biocler (21,0±1,80VHN) apresentaram maiores valores de dureza diferenciando-se do Vivodent (19,1±0,99VHN) e Blue Dent (18,9±1,54VHN), menos duros. Para o ensaio de estabilidade de cor foram utilizados 6 incisivos centrais superiores direitos de cada marca comercial (n=42), submetidos ao processo de envelhecimento artificial acelerado. O aparelho de leitura de cor utilizado foi um Espectrocolorímetro Portátil Modelo Color Guide 45/0 (BYK-Gardner, Alemanha). Cada dente teve sua cor lida antes e imediatamente após o ensaio de envelhecimento artificial. Os valores de ∆E foram submetidos à análise estatística com auxílio do programa JMP 5.1 (SAS Institute, EUA) e mostraram que houve diferenças estatisticamente significantes entres os grupos e que apenas a marca Blue Dent (4,37±0,32) apresentou valores de ∆E>3,3 considerado, segunda a literatura, clinicamente inaceitável. Para os grupos que tiveram alterações clinicamente aceitáveis, o grupo Antaris/Postaris teve a maior variação de cor (∆E=2,73±0,96) e o grupo Biolux apresentou a menor variação de cor (1,39±0,27). Dentro das limitações da metodologia empregada, concluiu-se que o antagonista utilizado (metal ou resina) influencia a escolha do dente artificial, e que os dentes artificiais testados têm comportamentos diferentes quanto à resistência à abrasão, microdureza superficial e estabilidade de cor. Palavras-chave: 1. Dentes artificiais; 2. Resistência à abrasão; 3. Microdureza superficial; 4.

Estabilidade de cor.

ABSTRACT

ABSTRACT Mello, P.C. Evaluation of the abrasion resistance, superficial microhardness and color stability of acrylic resin artificial teeth. 2007. 109f. Dissertation (Master's degree) – Dental School of Ribeirão Preto/University of São Paulo, Ribeirão Preto, 2007.

The objective of this work was to evaluate in vitro the abrasion resistance, the superficial microhardness and the color stability of acrylic resin artificial teeth. Seven groups (1-Biolux, 2 - Trilux, 3 - Blue Dent, 4 - Biocler, 5 - Orthosit-Vivodent, 6 - Postaris-Antaris, 7 - Gnathostar-Ivostar), composed of 12 upper premolar for each manufacturer's, being 6 against metallic antagonists (Ni-Cr) and 6 against indirect resin (Solidex) antagonists, were delineated in a perfilometer, before and after the abrasion test. The linear difference between the first and the second readings was measured with a digital calliper (0,01mm precision). After the statistical analysis (variance analysis, Tukey-Kramer’s test, p<0.05), it was observed that there were significant differences among the groups and that the trademark Postaris presented the smallest wear values against both antagonists (R=2,33±0,91µm and M=1,78±0,42µm). For Vickers superficial microhardness, 6 lateral upper incisors of each mark and 3 readings were used (incisal, medium, and cervical thirds) done with the microdurometer. The averages of Vickers superficial microhardness were submitted to the statistical analysis (p<0.05) and the obtained results show that the group Biolux (22,1±0,91VHN) followed by Antaris (21,9±1,58VHN), Ivostar (21,1±0,98VHN) and Biocler (21,0±1,80VHN) presented higher values, differing from Vivodent (19,1±0,99VHN) and Blue Dent (18,9±1,54VHN), less harders. For the color stability test 6 upper right central incisors of each commercial mark were used (n=42), submitted to the accelerated artificial aging process. The apparel for color reading was a Portable Spectruncolorimeter Model Color Guide 45/0 (BYK-Gardner, Germany). Each tooth had his color read before and immediately after the artificial aging. The ∆E values were submitted to the statistical analysis with JMP 5.1 (HEALTHY Institute, USA) software and show that significant differences were found among the groups and that only Blue Dent (4,37±0,32) presented clinically unacceptable values of ∆E (∆E>3.3). For the groups that had clinically acceptable color alterations, the Antaris/Postaris group had the largest color variation (∆E=2.73±0.96) and the Biolux group presented to smallest color variation (∆E=1.39±0.27). Within the limitations of the methodology, was concluded that the antagonist (metal or resin) influence the choice of the artificial tooth, and that the tested artificial teeth have different behaviors for the abrasion resistance, superficial microhardness and color stability. Key-words: 1. Artificial teeth; 2. Abrasion resistance; 3. Superficial microhardness; 4. Color stability.

1. INTRODUÇÃO

O objetivo do tratamento com próteses compreende devolver ao paciente não somente

estruturas perdidas, mas também a auto-estima, a estética e o bom convívio social, pois em

grande parte dos casos, existe desconforto e insegurança durante a mastigação, fala e sorriso.

O correto restabelecimento da dimensão vertical de oclusão é um dos grandes desafios

da odontologia reabilitadora, portanto a seleção de dentes artificiais com melhores

propriedades físicas e mecânicas facilita a manutenção dessa relação.

Uma das propriedades físicas mais importantes dos dentes artificiais usados na

reabilitação do paciente edêntulo e/ou parcialmente edêntulo é a resistência ao desgaste, que

dá capacidade a esses dentes de manter uma relação oclusal estável com o passar do tempo. O

desgaste pode causar não somente a diminuição da dimensão vertical de oclusão, com

conseqüente diminuição da eficiência mastigatória, mas instabilidade oclusal e o

aparecimento de atividades parafuncionais. Para manter função adequada e oclusão estável,

deve ser dada mais atenção à escolha do dente artificial a ser usado de acordo com o material

de composição da dentição antagonista (BRIGAGÃO et al., 2005).

Resinas acrílicas e porcelanas são mais utilizadas para confecção de dentes artificiais,

entretanto nenhuma delas preenche completamente todos os requisitos necessários para um

dente artificial ideal. Em particular, a baixa resistência à abrasão dos dentes de resina acrílica

significa maior limitação desses dentes, pois não resistem a hábitos parafuncionais e

dificultam a manutenção da dimensão vertical, muitas vezes. Por esta razão, os dentes

artificiais de resina acrílica têm sido modificados com o uso de agentes cross-linking,

diferentes monômeros e acréscimo de camadas. Agentes cross-linking são utilizados para

aumentar a dureza e a resistência, entretanto estudos relatam que dentes artificiais de resina

acrílica com cross-linking, quando comparados com os convencionais, têm menor adesão à

resina da base das próteses (LOYAGA-RENDON et al., 2007).

Recentemente foram introduzidos no mercado dentes de resina com melhores

propriedades mecânicas, no anseio de aumentar a longevidade das próteses, como dentes de

resina IPN (Interpenetrated Polymer Network), dentes com dupla ligação cruzada de

polímeros (DCL) e dentes de resina acrílica convencional com a adição de agentes

inorgânicos em sua composição (HAGENBUCH, 1997).

A porcelana tem uma resistência ao desgaste igual ou ligeiramente maior do que o

dente natural, enquanto o acrílico é menos resistente ao desgaste do que a dentina

(APPELBAUM, 1984). Os dentes de acrílico, no entanto, apresentam certas vantagens sobre

os dentes de porcelana, como: menor friabilidade, redução nos ruídos mastigatórios, melhor

união ao material da base da prótese, maior facilidade para ajustes oclusais e repolimento

(WINKLER et al., 1992). Devido a estas vantagens, a utilização dos dentes artificiais de

acrílico se tornou um padrão mundial. A fabricação destes dentes sofreu diversos

aprimoramentos no decorrer dos últimos anos, objetivando-se a redução de algumas de suas

propriedades adversas, tais como: baixa resistência ao desgaste por abrasão e baixa

estabilidade de cor. Prensagens múltiplas das diferentes camadas dos dentes possibilitaram a

obtenção de padrões estéticos de alta qualidade e, supostamente, maior estabilidade de cor,

enquanto que a formulação de resinas com alto grau de ligações cruzadas entre as cadeias de

polímeros permitiu a confecção de dentes com maior dureza superficial e maior resistência ao

desgaste por abrasão. A relação entre a microdureza superficial e a resistência à abrasão dos

dentes artificiais de acrílico já foi confirmada anteriormente (SATOH et al., 1990), porém,

não se sabe se estas propriedades também se relacionam com a estabilidade de cor dos

mesmos.

A estabilidade de cor é crucial para o sucesso de qualquer tipo de restauração estética,

pois a alteração de cor das resinas é o maior motivo para trocas das restaurações anteriores

(KROETZE et al., 1990). Três tipos de descolorações de compósitos são geralmente descritos

(HORSTED-BINDSLEV; MJOR, 1988): 1) descolorações externas, devido ao acúmulo de

placa e manchas; 2) alterações na superfície ou sub-superfície, implicando em degradação

superficial e suave penetração e reação de agentes corantes com a camada superficial; 3)

descolorações intrínsecas, devido a reações físico-químicas.

Espectrofotometria e colorimetria, aplicadas em estudos in vitro e in vivo, tornaram

possível o estudo dos numerosos parâmetros relacionados com a estabilidade de cor dos

compósitos (FERRACANE et al., 1985; RUYTER et al., 1987).

Na prática clínica, o processo de replicação da cor constitui-se de uma fase de seleção

da tonalidade seguida pela duplicação da mesma. A seleção da tonalidade pode ser feita pelo

método visual, através do uso da escala de cores, ou pelo método instrumental, através do uso

do colorímetro ou espectrofotômetro (WEE et al., 2002). A seleção visual da tonalidade é o

método mais comum de determinação da cor (VAN BURGT et al., 1990), porém a duplicação

da cor por este processo é marcada por resultados não confiáveis e inconsistentes (OKUBO et

al., 1998).

Vários trabalhos descreveram as inadequações das escalas de cores dentais em termos

de extensão e distribuição espacial da cor no dente (SPROULL, 2001).

A análise instrumental da coloração oferece potencial avanço quando comparada com

a determinação visual da cor, já que leituras instrumentais são objetivas, confiáveis e mais

rapidamente obtidas. O uso extensivo de colorímetros computadorizados e espectrofotômetros

é relatado na pesquisa odontológica (BREWER et al., 1991; ISHIKAWA-NAGAI et al.,

1994; OKUBO, 1998). Entretanto, a estabilidade de cor de dentes artificiais de resina acrílica

submetidos ao processo de envelhecimento artificial acelerado ainda é pouco estudado.

O objetivo desse estudo foi avaliar in vitro a resistência à abrasão, a microdureza

superficial e a estabilidade de cor de diferentes marcas comerciais de dentes artificiais de

resina acrílica (BIOLUX, TRILUX, BLUE DENT, BIOCLER, POSTARIS-ANTARIS,

ORTHOSIT-VIVODENT, GNATHOSTAR-IVOSTAR).

2. REVISÃO DA LITERATURA

2.1 Dentes Artificiais

Há tempos que o homem mostra-se preocupado com a substituição dos dentes

perdidos, alguns povos por razões estéticas, outros interessados em manter a saúde, de forma

geral. Relatos de 3500 anos atrás contam que os egípcios usavam madeira da amoreira para

esculpir os dentes, fixando-os com fios de ouro. Em 1709, na Inglaterra, foram desenvolvidos

os primeiros dentes de porcelana, juntamente com as primeiras dentaduras com base em

borracha (chamada de Vulcanite na época).

No final do séc XIX e início do século XX a exigência por um material mais

biocompatível, resistente à abrasão e ao depósito de placas e tártaros, fácil de trabalhar e com

melhor apelo estético, fez com que as indústrias odontológicas passassem a se dedicar à

produção de dentes cada vez mais semelhantes aos dentes naturais.

Em 1901, uma série de pesquisas sobre o metacrilato se iniciou, até que, em 1934, foi

criada a resina polimetil-metacrilato (PMMA), mais tarde aclamada como o material ideal

para confecção de dentes artificiais e bases de próteses removíveis. A partir desta data,

constantes evoluções fizeram do dente artificial um reflexo do dente natural. Para os dentes

posteriores foram priorizados os requisitos funcionais necessários aos procedimentos de

mastigação, enquanto para os dentes anteriores a prioridade recaiu sobre requisitos estéticos,

especialmente quanto a formatos, cores e translucidez.

Segundo Ferracane (2001), o uso dos polímeros tornou-se possível graças à descoberta

da borracha vulcanizada por Charles Goodyear em 1840. Aproximadamente de 15 a 20 anos

após a sua descoberta, esse material foi introduzido na Odontologia para ser utilizado como

base de dentaduras sob os nomes de Ebonite ou Vulcanite, em uso associado com os dentes de

porcelana. Apesar de apresentar estética pobre, gosto ruim e odor desagradável, o Vulcanite

permaneceu como o principal material usado para a confecção de bases de próteses durante

aproximadamente 75 anos.

Em 1930, Walter Wrigth e os irmãos Vernon trabalhando na Companhia Rohm and

Haas na Filadélfia, desenvolveram o polimetil-metacrilato. Embora outros materiais tenham

sido usados anteriormente, nenhum se aproximou desse, e, em 1940, aproximadamente 90 a

95% de todas as próteses eram fabricadas com o polímero acrílico (FERRACANE, 2001). Até

então, o único material utilizado para a confecção dos dentes artificiais era a porcelana

odontológica. Porém, dez anos após o advento do acrílico, em 1940, iniciou-se a

industrialização dos dentes artificiais de resina acrílica polimetil-metacrilato.

As informações sobre a composição dos dentes artificiais não são plenamente

divulgadas pelos fabricantes, que alegam segredo industrial, e isso dificulta a compreensão

exata das propriedades desses produtos. Além disso, novas resinas estão constantemente

sendo desenvolvidas para uso na fabricação desses dentes. Ainda assim, foi possível delinear,

com base nas informações obtidas com os fabricantes e principalmente com base nos

princípios fundamentais da química das resinas sintéticas, um traçado sobre os diversos

dentes artificiais de resina acrílica existentes atualmente no mercado. A matéria-prima básica

utilizada para a fabricação dos dentes plásticos é a resina acrílica (polimetil-metacrilato ou

polimetacrilato de metila), constituída na sua forma original pela união retilínea, em cadeia,

de várias unidades de moléculas de metacrilato de metila, ligadas intramolecularmente por

uniões covalentes (ANUSAVICE, 1998; COMBE; BURKE; DOUGLAS, 1999; CRAIG e

POWERS, 1988; FERRACANE, 2001; O’BRIEN, 1997; SKINNER, 1993).

Na década de 40, os dentes pioneiros eram compostos de polimetil-metacrilato com

moléculas gigantes em disposição linear. Assim, esses dentes apresentavam propriedades

mecânicas pobres, devido à falta de união química entre as cadeias poliméricas individuais,

que se encontravam apenas entrelaçadas entre si. Assim, desprendiam-se com facilidade no

interior do material e isso contribuía para a má qualidade do produto. Os fabricantes criaram,

então, vários artifícios para aperfeiçoar as propriedades da resina acrílica, como, por exemplo,

o aumento do peso molecular das cadeias do polímero. O peso molecular representa o peso do

corpo-de-prova divido pelo número de moléculas que ele contém e expressa o grau de

polimerização do material (ANUSAVICE, 1998; SKINNER, 1993). Assim, o peso molecular

representa o comprimento da cadeia polimérica e consiste, na verdade, em um dos grandes

segredos utilizados na fabricação dos dentes artificiais. Dessa forma, quanto menor o peso

molecular da resina acrílica e, conseqüentemente, quanto mais curta a extensão da cadeia

polimérica, mais facilmente ocorre a separação das cadeias individuais. Por sua vez, o

aumento do comprimento das cadeias lineares (aumento do peso molecular) produz maior

entrelaçamento mecânico entre as cadeias e, conseqüentemente, dificulta a separação das

mesmas. Entretanto, apesar de cada vez mais emaranhadas, devido ao alongamento de sua

extensão, as cadeias poliméricas ainda encontravam-se soltas no interior do material e não

aderidas quimicamente entre si. O principal avanço na produção dos dentes plásticos ocorreu

com o advento dos agentes de ligação cruzada da resina acrílica (cross-linking) na década de

50, o que solucionou o problema das rachaduras do material (OGLE, DAVID e ORTMAN,

1985).

Hoje, os dentes artificiais para prótese são feitos basicamente de resinas à base de

metacrilato ou cerâmicas. Nos últimos anos, os dentes de resina têm ultrapassado os de

cerâmica no mercado devido às suas várias vantagens, como melhor união com o material de

base da prótese, menor peso e menor índice de fraturas. Entretanto, dentes artificiais de resina

têm a desvantagem de estarem mais sujeitos ao desgaste à abrasão (SATOH et al., 1992;

WINKLER et al., 1992).

Existem três opções de materiais para dentes artificiais posteriores: porcelana, resina e

metal. Os dentes de porcelana são reconhecidamente superiores no que diz respeito à

resistência ao desgaste, porém desvantagens como a falta de adesão com o material da base, o

ruído desagradável produzido durante a mastigação, a capacidade abrasiva da dentição

antagonista e a maior dificuldade no ajuste oclusal não podem deixar de ser consideradas

(HIRANO, 1998).

Dentes de resina apresentam como vantagens a adesão com material da base, excelente

absorção de impactos e facilidade de ajuste oclusal e polimento. A maior desvantagem

relativa a esse material é sua baixa resistência ao desgaste. Recentemente, foram introduzidos

no mercado dentes de resina com melhores propriedades mecânicas, no anseio de aumentar a

longevidade das próteses, como os dentes de resina IPN (Interpenetrated Polymer Network),

dentes com dupla ligação cruzada de polímeros (DCL) e dentes de resina acrílica

convencional com adição de agentes inorgânicos em sua composição (BRIGAGÃO et al.,

2005).

Assunção et al. (2005) diz ser necessário o conhecimento pelo CD das características

dos dentes artificiais que ele recomenda, assim como de características do paciente, tais como

sua dieta, para conseguir um prognóstico favorável de tratamento. O sucesso da reabilitação

com próteses depende da adoção de procedimentos corretos, objetivando conforto, função e

estética.

2.2 Antagonistas de Ni-Cr

Lewis (1975), analisando a liga de Ni-Cr, ressaltou que as ligas à base de Ni

apresentam estrutura cúbica de face centrada, denominada matriz gama. Informou que

normalmente as ligas à base de Ni contêm carbono em sua composição, o que resulta em

microestruturas contendo carbonetos, distribuídos interdendriticamente. Observou que os

carbonetos também podem estar dentro do grão, onde apresentam forma globular com

diâmetro geralmente maior que 1µm, reforçando a resistência da matriz de solução sólida já

caracterizada pela presença de elementos metálicos ligantes (Ni, Cr, Mo, Mn, Co e W).

Weiss (1977), ao ressaltar as propriedades das ligas de Ni-Cr, comentou que o alto

módulo de elasticidade destas ligas significa uma vantagem em relação às ligas de ouro, em

razão da rigidez ser o primeiro requisito para o sucesso de subestruturas do sistema

metalocerâmico. Havia ligas que podiam ser fundidas tão corretamente quanto as ligas de

ouro. Produziam superior adesão, tinham excepcional fluidez durante a fundição, eram

resistentes à deformação durante a queima da cerâmica e permitiam que o colar vestibular

fosse acabado sem tornar-se friável. Comentou, ainda, que estas vantagens podiam ser obtidas

sem a necessidade de equipamentos sofisticados ou personalizados.

O’Brien (1997) descreveu que a liga de Ni-Cr comercial contém cerca de 70% de Ni e

16% de Cr. Em quantidade menor, estão o Al (2%) e o Be (0,5%). Al e Ni formam um

composto intermediário (Ni3Al) que contribui para a resistência e dureza. Quando o Be está

presente, há diminuição da zona de fusão e melhora da estrutura granular. Outros elementos,

em quantidades menores, incluem Mo, W, Mn, Co, C e Si. Em relação à zona de temperatura

de fusão da liga de Ni-Cr, é comum estar entre 1.232° a 1.343º C. As ligas de metais básicos

são mais leves que o ouro para fundição, suas densidades situam-se entre 8 e 9g/cm3. A

contração linear é relativamente alta (2,05 a 2,33%). O mesmo autor declarou que reações

alérgicas aos constituintes de ligas de metais básicos, especialmente o níquel, são observadas

ocasionalmente. Entretanto, em sua maioria, as reações adversas dos tecidos, atribuídas ao uso

de uma prótese de metal básico, são manifestações de um desenho inadequado ou de

adaptação precária.

Wiley (1989), no que diz respeito à indicação dos materiais, evidenciou a necessidade

de determinar a resistência à abrasão dos materiais restauradores de modo a indicá-los, com

propriedade, à sua aplicação sobre as superfícies oclusais.

Warren e Capp (1991) acrescentaram que a atividade parafuncional, tal como

bruxismo e apertamento, nas superfícies inclinadas, aumentaria as forças laterais em dentes e

retentores, incrementando a probabilidade de falhas mecânicas das restaurações.

Bumgardner e Lucas (1993) avaliaram a composição da superfície de quatro ligas de

Ni-Cr — Neptune, Rexalloy, Regalloy T e VeraBond — comparando-as e correlacionando-as

à corrosão. Essas ligas representavam ligas com níveis de Cr aceitáveis e não-aceitáveis, com

e sem berílio. De acordo com os resultados, as ligas que não continham Be exibiam uma

superfície homogênea resultando em ligas mais resistentes à corrosão. As ligas que continham

Be apresentaram uma superfície de óxido não uniforme. Áreas nas superfícies destas ligas

tinham baixo conteúdo de Cr e O, com alto conteúdo de Be. As superfícies de óxido destas

ligas foram mais facilmente rompidas e promoviam baixa resistência e acelerado processo de

corrosão. Evidenciaram que não somente o conteúdo de Cr e Mo era importante para a

resistência à corrosão, mas também a composição da superfície de óxido.

Anusavice (1998), classificando as ligas, posicionou a liga que contém Ni-Cr como de

metal básico. Esta é conhecida por conter uma quantidade de elementos nobres < 25%. O

mesmo autor esclareceu que a liga de Ni-Cr raramente é utilizada para restaurações totalmente

metálicas. Ainda nesta obra, temos a informação de que não há liga ideal em todos os seus

propósitos. As ligas de metais básicos geralmente têm maior dureza e maiores valores de

módulo de elasticidade (rigidez) e são mais resistentes à deformação em elevadas

temperaturas, mas podem ser mais difíceis de serem fundidas e pré-soldadas que as ligas de

Au-Pd e Pd-Ag. As ligas de metais básicos têm sido consideradas, em geral, mais sensíveis à

técnica que as ligas de metais nobres bem estabelecidas. Desta forma, requer-se experiência

considerável na pré-soldagem das ligas de Ni-Cr. Outra desvantagem potencial das ligas de

níquel ou de cobalto é seu potencial para separação da porcelana tendo em vista uma camada

de óxido fracamente aderente ao metal. Em geral, ligas de níquel sem berílio demonstraram

fundição mais deficiente que aquelas que contêm acima de 1,8% de berílio. Outra

característica relacionada à liga à base de níquel, é que a resistência ao creep, na temperatura

de queima da porcelana, é considerada superior à resistência das ligas à base de ouro e de

platina, sob as mesmas condições. O autor também apontou preocupação quanto à resistência

ao manchamento e à corrosão das ligas de metais básicos contendo níquel, além do potencial

alergênico de seus componentes. Quando em contato com ligas de ouro Tipo III, as ligas de

metais básicos são mais susceptíveis à degradação corrosiva.

A ductilidade (porcentagem de alongamento) de ligas de metais básicos varia

aproximadamente entre 10 e 28%. A densidade das ligas de metais básicos é de

aproximadamente 8,0g/cm3 comparada com 18,4g/cm3 das ligas de metais altamente nobres

para metalocerâmica (ANUSAVICE, 1998).

Rollo e Rossitti (1999), em um trabalho comparando a compatibilidade térmica de

ligas de Ni-Cr e porcelanas odontológicas, mostraram que a característica da curva de

expansão térmica de ligas de Ni-Cr apresenta-se praticamente linear no intervalo de

temperatura de interesse, pois essas ligas de Ni-Cr são austeníticas desde a solidificação até a

temperatura ambiente, não apresentando transformação de fase; enquanto a curva da

porcelana odontológica é característica do estado vítreo, apresentando ponto de transição e de

amolecimento.

Misch (2002) abordou a necessidade de verificar forças potencialmente destrutivas

que poderiam ser exercidas sobre a prótese, as quais deveriam ser avaliadas e consideradas no

plano de tratamento global de forma a minimizar o risco de complicações.

Bezzon et al. (2004), estudando sobre polimento, relataram acerca da liga metálica de

cobalto-cromo (CoCr) e em níquel-cromo (NiCr), que foram introduzidas, na Odontologia em

1929, para serem colocadas como opção ao ouro, promovendo um aumento nas propriedades

mecânicas e diminuição no custo. A opção pela liga metálica foi significativa devido às

propriedades destes materiais, os quais permitem devolver a função de maneira que haja

menor desgaste da estrutura dental.

2.3 Antagonistas de Resina Indireta

Conceição (2000) abordou os sistemas indiretos de resina composta de forma a

ampliar a sua utilização, informando que pode ser alternativa para restaurações estéticas

adesivas, além da porcelana. A composição básica desses materiais é similar à das resinas

compostas diretas. Possuem, entretanto, maior quantidade de partículas inorgânicas, de menor

tamanho, e emprego de novas matrizes orgânicas poliméricas em substituição ao tradicional

BIS-GMA. Fabricantes estão introduzindo sistemas chamados de polímeros de vidro ou

cerômeros, em função de apresentarem algumas características diferentes das resinas

compostas tradicionais. Os materiais indiretos geralmente alcançam grau de polimerização

mais elevado, comparativamente às resinas compostas diretas. Em relação à cerâmica, as

resinas indiretas possuem menor custo, maior simplificação de técnica laboratorial e melhor

polimento intrabucal. Por isto seu uso tem se expandido.

Discacciati et al. (2002), descreveram características da Solidex® como sendo uma

resina composta micro-híbrida, tendo 53% de partículas em seu peso. Informaram que em

relação aos valores de microdureza Vickers, a unidade de fotoativação Solidilite® (SO)

mostrou-se mais eficaz que a UniXS® (UN): 39,3% x 36,7% (UN) para a superfície superior

do corpo-de-prova (15 mm de diâmetro x 1 mm de espessura) e 37,3% (SO) x 33,3% (UN) na

superfície inferior. Não encontraram diferenças significativas em relação à microdureza em se

tratando dessas unidades.

Segundo o fabricante da Solidex, Shofu, esta é uma resina micro-híbrida para

laboratório que equilibra a beleza vital da porcelana com a facilidade de manuseio da resina.

Apresenta resistência à abrasão e possui elasticidade. A sua polimerização pode ser realizada

em todas as unidades polimerizadoras que trabalhem num espectro de 420 a 480nm, não

ultrapassando a temperatura de 55º C. As indicações são as seguintes: inlays, onlays e facetas,

coroas cônicas e telescópicas, trabalhos com attachments, restaurações sobre implantes,

coroas de jaqueta, provisórias de longa duração, pontes e coroas.

2.4 Resistência à abrasão

Harrison e Draughn (1976), tentando determinar se existia relação entre resistência à

abrasão e dureza para as resinas compostas utilizadas na clínica, confeccionaram corpos-de-

prova de resina conforme os fabricantes e utilizaram o equipamento de abrasão desenvolvido

por Harrison e Lewis (1975) e os corpos-de-prova foram abrasionados contra discos de

carboneto de silício com granulação de 600, em períodos de 30 min (5.400 ciclos), sob carga

de 0,25N. Foi feito o teste de dureza, no equipamento Kentron (Ametek Testing Equipment

Systems, Lansdale, Pa.) sob carga de 300g, com 10 medidas em cada um dos 3 corpos-de-

prova de cada material. Os resultados mostraram não haver relação entre resistência ao

desgaste, resistência à tração e dureza dos materiais testados. Os materiais que tinham altos

valores de resistência e/ou dureza não necessariamente apresentavam alta resistência ao

desgaste abrasivo, mostrando a complexidade do fenômeno desgaste por abrasão.

Suzuki et al. (1990) afirmaram que muitos estudos clínicos têm relatado dados na

natureza do desgaste dental contra materiais restauradores (isto é, amálgama, ouro, cerâmica

de vidro e vários outros sistemas de resina composta). Muitos substratos antagonistas são

conhecidos por causa das várias relações do desgaste in vitro quando colocados contra o

esmalte. Nesse estudo, os autores avaliaram dez sistemas comerciais de resina composta

posterior e utilizaram a liga de ouro como grupo controle. Os corpos-de-prova de cada sistema

de resina foram confeccionados por meio de fotopolimerização utilizando o tempo de 60s e

450 nanômetros (MAX, L. D. Cauck Co.). Os corpos-de-prova com liga de ouro tipo III

seguiram a rotina de fundição do laboratório. As amostras de esmalte foram obtidas de faces

proximais não restauradas de molares. Foi utilizada uma máquina de abrasão cujas amostras

de esmalte eram posicionadas imersas em água, sob carga de 76 N (7,6 Kg),

perpendicularmente aos corpos-de-prova. As superfícies desgastadas, após o teste, foram

analisadas utilizando microscópio eletrônico. Impressões foram obtidas para duplicação com

resina epóxica para avaliar perda volumétrica. A conclusão mediante os resultados obtidos foi

que as resinas compostas que continham silicato de zircônio ou partículas de quartzo,

causaram maior desgaste no esmalte humano que as resinas microparticuladas ou as que

continham silicato de bário.

Seghi et al. (1991) confeccionaram um aparelho de abrasão de dois corpos para medir

in vitro o desgaste do esmalte humano contra vários materiais cerâmicos e avaliar com isso, a

relação entre as taxas desse desgaste com os valores de dureza desses materiais.

Confeccionaram cinco corpos-de-prova em forma de disco de cada material. A carga utilizada

foi de 0,65 N para os testes de abrasão entre esmalte e cerâmica. Os autores, após outro teste,

o de dureza Knoop, concluíram existir fraca correlação entre a dureza da cerâmica e seu

potencial de abrasionar o esmalte humano sugerindo existir relação mais complexa.

Winkler et al. (1992) compararam a resistência à abrasão de três diferentes dentes

posteriores de resina melhorada (Bioform-IPN, Orthosit-PE, Verilux) com duas marcas de

dentes convencionais (Bioform-Nuform e Verilux) em uma máquina de escovação mecânica.

A capacidade desses dentes de resistirem à abrasão foi determinada pela perda de peso após

339 horas de escovação. Todos os dentes testados tiveram excelente resultado de resistência à

abrasão com perda mínima de peso no período estipulado. Os autores concluíram que a

resistência à abrasão foi avaliada em apenas uma condição e que outros tipos de testes de

abrasão poderiam levar a resultados significantes.

Lindquist et al. (1995), em um estudo in vivo, avaliaram resistência à abrasão de três

diferentes marcas de dentes artificiais de resina acrílica. Após doze meses de uso das próteses

totais superiores e inferiores, concluíram que o pequeno desgaste encontrado foi devido à

posição na qual os dentes se encontram nas próteses com oclusão balanceada e que doze

meses não foram suficientes para estudar resistência à abrasão, força e limitações desses

dentes.

Jooste et al. (1997) avaliaram a resistência à abrasão de seis diferentes marcas de

dentes artificiais de resina acrílica (Vitapan, Duravite, Premierdent, Ivoclar-Orthosit,

Acrotone e Rx1) e uma marca combinada com porcelana (Porcelain/Vitapan). Não foram

encontradas diferenças estatísticas entre os grupos, exceto entre Porcelain/Vitapan e Orthosit,

que demonstraram o maior e o menor grau de desgaste, respectivamente.

Teoh et al. (1998), a partir de um simulador de teste de abrasão dental desenvolvido

para produzir movimentos mandibulares no processo mastigatório entre os dois dentes

molares, simularam um impacto natural com ação deslizante mastigatória (bruxismo) a fim de

obter uma situação com o mais severo caso de abrasão dental possível. Este teste foi realizado

in vitro, no simulador, tendo a água como veículo, testando seis corpos-de-prova de cada um

dos seguintes materiais: três ligas metálicas (Tityn, Valiant Ph.D. e Galloy) e três resinas

compostas (Silux Plus, Z100 e P50). A força de impacto para cada ciclo mecânico foi trazida

o mais próximo possível da força mastigatória natural máxima com o uso de uma camada para

absorção de impacto. Para simular a ação mastigatória natural, os corpos-de-prova

apresentavam uma superfície polida tendo o formato de uma depressão cônica. A

apresentação dos materiais, no teste simulador de abrasão, foi aceita por estar de acordo com

as publicações clínicas. O teste de abrasão foi realizado empregando uma força de impacto de

225N por 4.000 ciclos, a uma freqüência de 3Hz. Depois, cada corpo-de-prova foi medido,

através de um perfilômetro, usando um intervalo de 0,5mm. As ligas metálicas mostraram

maior resistência à abrasão que as resinas compostas. Entre as diferentes ligas metálicas,

aquelas com menor dureza e resistência à compressão demonstraram maior desgaste. As

resinas compostas com partículas maiores obtiveram resultados inferiores em relação àquelas

com partículas menores.

Freitas (2003) avaliou a resistência à abrasão de resinas acrílicas termopolimerizáveis

e de dentes artificiais de resina acrílica utilizados na confecção de próteses totais frente a

dentifrícios específicos e não-específicos para higienização de próteses totais. O ensaio de

abrasão foi realizado por escovação in vitro, por meio de uma máquina tipo Pepsodent. Os 60

corpos-de-prova de resina foram distribuídos em cinco marcas comerciais: Vipi-Dent Plus,

Trubyte Biotone, Trilux, Ivostar SR e Vivodent PE. As amostras foram pesadas em balança

analítica antes e após o ensaio. Ao final de seu estudo concluiu que não houve diferença

estatística significante quanto à resistência à abrasão entre as diferentes marcas de dentes

artificiais.

Assunção et al. (2005) avaliaram o grau de desgaste de oito diferentes marcas de

dentes artificiais de resina disponíveis no mercado, totalizando oito grupos com seis corpos-

de-prova cada, através do método gravimétrico, analisadas segundo a diferença de pesos

inicial e final após o ensaio. A análise estatística revelou diferença entre os dentes das marcas

Artiplus, Biolux, Duratone, Trilux, Trubyte Biotone, Vipi Dent Plus e os dentes da marca

Orthosit, já os dentes da marca Myerson não apresentaram diferença estatística significante

entre nenhum dos dentes. Os dentes da marca Ivoclar (Orthosit) apresentaram os menores

valores de desgaste.

Segundo Brigagão et al. (2005), a avaliação da quantidade de desgaste de dentes

artificiais é importante devido à sua influência na manutenção da máxima intercuspidação em

relação cêntrica, eficiência mastigatória, DVO e estabilidade oclusal. Para avaliação da

resistência à abrasão, cinco pré-molares superiores de cada fabricante foram pesados em

balança analítica eletrônica e medidos em sua altura com um micrômetro, antes e após os

ciclos de ensaio realizados em máquina de escovação. Não foram encontradas diferenças

estatísticas significantes entre os grupos para as avaliações de perda de peso e altura.

A perda da dimensão vertical de oclusão não somente diminui a eficiência

mastigatória como também causa fadiga dos músculos mastigatórios. Dentes artificiais de

porcelana e de resina acrílica são os mais utilizados em próteses removíveis. Embora os

dentes de porcelana tenham melhor estabilidade e qualidade de cor, fraturas na união com a

base das próteses são freqüentemente observadas. Dentes artificiais de resina acrílica unem-se

quimicamente com a base das próteses, porém eles desgastam-se mais facilmente (ZEN et al.,

2005).

De acordo com Stober et al. (2006), diversos fabricantes têm desenvolvido resinas

com características que aumentam a resistência à abrasão, como o acréscimo de cross-linking

entre os polímeros e também o uso de pré-polímeros. Vários estudos mostraram o aumento da

resistência ao desgaste desses dentes em relação aos dentes convencionais de polimetil-

metacrilato (COFFEY et al., 1985; DOUGLAS et al., 1993; OGLE et al., 1985; WHITMAN

et al. 1987).

2.5 Microdureza superficial

O termo dureza é difícil de definir. Em mineralogia a dureza relativa de uma

substância é baseada na sua capacidade de resistir ao arranhamento. Em metalurgia e na

maioria das outras áreas, o conceito de dureza mais geralmente aceito é o de resistência à

edentação. E é neste preceito que a maioria dos testes de dureza modernos estão projetados. A

edentação produzida na superfície de um material a partir de uma carga aplicada ou ponta

afiada ou uma partícula abrasiva resulta na interação de numerosas propriedades, dentre elas

estão resistência, limite de proporcionalidade e ductilidade. Existem vários testes de dureza

superficial e a maioria deles encontra-se baseada na capacidade da superfície do material

resistir à penetração de uma ponta sob carga específica (ANUSAVICE, 1998).

Rodrigues (2005) avaliou a dureza superficial Knoop de três marcas comerciais de

dentes artificiais de resina acrílica convencional (Trubyte Biotone, Vipi Dent Plus e Ivostar) e

quatro marcas de resina acrílica melhorada (Biotone IPN, Trilux, Biolux e Vivodent). Os 10

corpos-de-prova foram seccionados, planificados e mensurados em três níveis de

profundidade antes e após a realização do ataque ácido. Para avaliação da associação entre a

dureza e o índice de desgaste foram selecionadas três marcas comerciais com diferentes

características: Biotone (resina acrílica convencional), Trilux (resina IPN) e Vivodent (resina

com dupla ligação cruzada). A máquina de desgaste gerou a atrição dos espécimes contra

porcelana glazeada e jateada durante 100.000 ciclos à velocidade de 4,5 ciclos por minuto sob

lubrificação a água. Não houve diferença estatisticamente significante no desgaste entre as

marcas testadas de resina acrílica melhorada (p < 0,05). Não houve associação entre a dureza

superficial e a resistência ao desgaste das marcas avaliadas no substrato jateado.

Segundo estudos de Mandikos et al. (2001) e Zeng et al. (2005), resistência à abrasão e

dureza estão relacionadas e são as propriedades mecânicas mais estudadas dos dentes

artificiais.

Loyaga-Rendon et al. (2007) avaliaram características de composição e dureza de

novas marcas de dentes artificiais; duas marcas de resina acrílica convencional, três marcas de

resina acrílica cross-linking e sete marcas de resina composta. Uma relação significante entre

dureza e conteúdo inorgânico foi observada. O tamanho da carga influencia nas propriedades

da resina, tamanhos maiores de carga proporcionam maior dureza e alto módulo flexural,

porém tamanhos menores de carga proporcionam superfície mais lisa.

2.6 Cor

As dimensões da cor são compreendidas por matiz, valor e croma, que são importantes

no trabalho para entender a fundo o seu conceito tridimensional (CLARK, 1931). O matiz é a

primeira dimensão da cor, a mais fácil de entender, é a qualidade na qual se distingue uma

família de cor de outra, como o vermelho do amarelo, o verde do azul ou roxo. Para se referir

a um matiz no Sistema de Munsell, utilizam-se as seguintes iniciais: R para o vermelho, YR

para o amarelo-vermelho, Y para o amarelo. Cada matiz é dividido em dez segmentos,

visualmente espaçado um do outro de forma semelhante. Valor e croma são mais difíceis de

entender e são confundidos um com o outro. Especial atenção deve ser focada nessas

dimensões. O valor é a qualidade através da qual se distingue uma cor clara de uma escura, e

isto é relacionado ao eixo polar acromático que vai de uma extremidade a outra do sólido de

cores de Munsell. Ao puro preto da escala de valores é atribuído o valor zero, ao puro branco

o valor dez. Um infinito número de graduações de cinza é possível na medida em que se vai

do preto para o branco, mas apenas nove graus de cinza são utilizados no Sistema de Munsell.

Baixos valores se referem a cores escuras, altos valores a cores claras. O croma é a última

dimensão da cor; é a qualidade através da qual se distingue uma cor forte de uma cor fraca, a

intensidade de um matiz característico, a intensidade da cor. Muitos são os fatores

considerados com relação à estética na odontologia restauradora e reabilitadora, como a forma

e tamanho dos dentes, caracterizações de superfície compreendidas pelas pigmentações e

presença de sulcos e a cor. Segundo Sproull (2001), o Sistema de Ordenação de Cores de

Munsell deveria ser o sistema de escolha para a combinação de cores na Odontologia devido à

sua consistência, flexibilidade e simplicidade.

A Commission Internationale de I’Écalirage (CIE), uma organização devota à

padronização em áreas como cor e aparência, definiu em 1931 uma fonte de luz padrão,

desenvolveu um padrão de observação e possibilitou o cálculo dos valores de tridimensão,

que representam como o sistema visual humano responde a uma dada cor (McLaren, 1987).

Em 1976, o CIE definiu o universo da cor, CIE Lab, que suporta a teoria aceita de que a

percepção da cor é baseada em três receptores de cor separados nos olhos (vermelho, verde e

azul), e é um dos mais populares universos da cor em vigor. O CIE Lab representa um

universo da cor uniforme, com distâncias equivalentes correspondendo a uma semelhante

percepção das diferenças de cor. Neste universo de cor tridimensional, os três eixos são L*, a*

e b*. O valor L* é a medida da luminosidade de um objeto e é quantificado em uma escala na

qual o preto puro tem valor de L* igual a zero e valor de L* igual a 100 para um reflexo

completamente dissipado (branco puro). O valor de a* é a medida da quantidade de vermelho

(a* positivo) ou verde (a* negativo). O valor de b* é a medida da quantidade de amarelo (b*

positivo) ou azul (b* negativo). As coordenadas a* e b* aproximam-se de zero para cores

neutras (branco e cinza) e aumentam de magnitude para cores mais saturadas ou intensas. A

vantagem do sistema CIE Lab é que as diferenças de cores relatadas pela percepção visual e

significância clínica podem ser expressas em unidades (O’BRIEN, 1997).

A determinação visual da cor através da comparação dos dentes com escalas de cores

padrão é o método mais freqüentemente aplicado na Odontologia (VAN DER BURG et al.,

1990). Essas escalas de cores definem as aplicações práticas da organização da cor. Este é um

processo subjetivo através do qual os dentes e a escala de cores são observados

simultaneamente sob as mesmas condições de luminosidade.

Apesar de suas limitações, o uso das escalas de cores é um método rápido e bom

custo-benefício para a mensuração das cores dos dentes. A habilidade dos indivíduos em

distinguir a cor dos dentes pode ser aperfeiçoada com treinamento e experiência (ADDY,

2001; RAGAIN et al., 2000).

2.7 Análise instrumental da cor

Atualmente, com a valorização da estética, da necessidade de restaurações

imperceptíveis, a importância da estabilidade de cor nos compósitos odontológicos tem

crescido e um dos métodos mais utilizados para verificação dessa propriedade simulando uso

clínico do material é a avaliação após procedimento de envelhecimento artificial

(SARAFIANOU et al., 2007).

O primeiro relato de análise de estabilidade de cor após submissão a envelhecimento

artificial foi feito por Powers et al. (1978). O processo de envelhecimento artificial acelerado

simula o efeito a longa exposição em condições ambientais, num processo que envolve

exposição à luz ultravioleta e alterações na temperatura e umidade.

De acordo com Joiner (2004), instrumentos como os espectrofotômetros e

colorímetros têm sido usados na indústria e no cenário das pesquisas para mensurações de cor

de uma ampla variedade de materiais e substratos. Os espectrofotômetros medem um

comprimento de onda por tempo a partir da refletância ou transmissão de um objeto.

As desvantagens do uso de colorímetros para a mensuração da cor de dentes incluem

que o instrumento é designado para a medição de superfícies planas e lisas, e os dentes não

são planos nem lisos, podendo possuir anomalias na superfície; além disso, os colorímetros

com aberturas pequenas são propensos a uma significativa perda de efeitos nas margens,

então a determinação da cor estará sujeita a erros (VAN DER BURGT et al., 1990).

Segundo Douglas (1997), a principal aplicação da colorimetria instrumental envolve a

exploração da sua sensibilidade de detecção e de mensuração de pequenas diferenças de cor

entre amostras de cor similares, já que a mensuração diferencial é altamente reproduzível

entre instrumentos e representa o uso mais efetivo da avaliação colorimétrica.

Em relação à estabilidade de cor no universo de cor CIE L*a*b*, avalia-se os valores

obtidos para alteração de cor (∆E), onde distingui-se três intervalos (INOKOSHI et al., 1996 e

KIM; HUM, 1996):

a) ∆E < 1- alteração de cor não detectada pelo olho humano;

b) 1 < ∆E < 3,3- alteração de cor considerada clinicamente aceitável;

c) ∆E > 3,3- alteração de cor considerada clinicamente inaceitável.

3. PROPOSIÇÃO

O presente estudo teve como objetivo avaliar in vitro:

• A resistência à abrasão de diferentes marcas de dentes artificiais de resina acrílica contra

dois tipos de antagonistas (metálicos - Ni-Cr e resina indireta - Solidex);

• A microdureza superficial das diferentes marcas de dentes artificiais;

• A estabilidade de cor dos dentes artificiais após o processo de envelhecimento artificial

acelerado.

4. MATERIAL E MÉTODOS


Foram preparados sete grupos de 12 elementos cada, subdivididos em 2: um grupo a

ser testado contra antagonistas metálicos (M - liga de Ni-Cr), e outro contra antagonistas em

resina (R – resina indireta Solidex).

Foram utilizados 6 primeiros pré-molares superiores direitos e esquerdos de cada

marca comercial (n= 84). Os pré-molares superiores direitos foram testados contra as matrizes

com superfície de metal, e os pré-molares superiores esquerdos contra as matrizes com

superfície de resina.

Os grupos foram divididos da seguinte forma: Grupo I – Blue Dent, Grupo II – Biolux,

Grupo III – Biocler, Grupo IV – Trilux, Grupo V – Postaris, Grupo VI – Gnathostar, Grupo

VII – Orthosit.

Quadro 01. Grupos de dentes utilizados no estudo. n Marca Fabricante

Grupo I 12 BLUE DENT Ruthibras

Grupo II 12 BIOLUX VIPI Indústria, Comércio, Exportação e

Importação de Produtos Odontológicos Ltda.

Grupo III 12 BIOCLER GII DentBras Indústria, Comércio, Importação e

Exportação de Produtos Odontológicos Ltda.

Grupo IV 12 TRILUX VIPI Indústria, Comércio, Exportação e


Grupo V 12 SR POSTARIS DCL Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VI 12 GNATHOSTAR Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VII 12 SR ORTHOSIT PE Ivoclar Vivadent Ltda.

4.1.1 Confecção dos corpos-de-prova

Os 84 corpos-de-prova foram incluídos em resina acrílica autopolimerizável,

utilizando um delineador FORP-USP, com uma ponta para estabilizar o corpo-de-prova no

momento do vazamento da resina, em anel de PVC de 1 polegada. Foi feito o isolamento com

vaselina no encaixe onde estava descansando o corpo-de-prova, para facilitar a remoção do

mesmo.

Figura 1. Delineador Figura 2. Corpo-de-prova

4.1.2 Confecção dos antagonistas

Para obtenção das pastilhas antagonistas, foi confeccionada uma matriz de teflon na

oficina do Departamento de Materiais Dentários e Prótese da FORP-USP, com 20mm de

diâmetro e espaçadores de 2 e 3mm de espessura.

Figura 3. A) Matriz de Teflon desmontada, B) Matriz de teflon com espaçador de 2 mm, C) Matriz de teflon com espaçador de 3mm.

A B C

Utilizando cera Picodip (Renfert, Alemanha) liquefeita em plastificador Hotty Led

(Renfert, Alemanha) foram obtidos padrões, posteriormente incluídos em revestimento

fosfatado Termocast (Polidental Ind. Bras. Ltda.) e foram fundidos em liga de Ni-Cr (Vera

Bond II, Aalba Dent. Inc., EUA) na máquina Discovery Plasma (EDG Equipamentos e

Controles Ltda., Brasil) sob vácuo e atmosfera inerte de argônio.

Figura 4 – Pastilhas antagonistas prontas para inclusão

As fundições obtidas foram desincluídas, jateadas com óxido de alumínio 100µm sob

pressão de 80 psi (5,62 kgf/cm2) e separadas dos lastros de fundição com discos de

carborundum. Em seguida as pastilhas foram submetidas a uma seqüência de polimento

realizada com lixa de granulação 300, 600 e 1200.

Utilizando a mesma matriz, porém com espaçador de 3 mm, obtiveram-se 12 outras

pastilhas em resina Solidex (Shofu Inc., Japão). Cada pastilha foi confeccionada por meio da

técnica incremental. Dois incrementos foram feitos, com o tempo de polimerização de 90

segundos para cada um utilizando a unidade fotopolimerizadora UniXS (Heraeus Kulzer,

Alemanha). Ao final, o corpo-de-prova era retirado da matriz e submetido a mais 90 segundos

de polimerização. Após a desinclusão, as pastilhas foram submetidas a uma seqüência de

polimento realizada com lixa de granulação 300, 600 e 1200.

4.1.3 Inclusão das pastilhas antagonistas

Seguindo o mesmo padrão adotado para os corpos-de-prova, todas as pastilhas

antagonistas, metálicas e de resina, foram incluídas em resina acrílica autopolimerizável

incolor (Clássico, Ind. Bras.).

Figura 5. Pastilhas prontas e embutidas

Após a polimerização da resina para inclusão, as pastilhas antagonistas e os corpos-de-

prova foram retirados do delineador, submetidos a um acabamento para remoção dos excessos

e preparados para refinamento direcionado ao ensaio de simulação de abrasão.

4.1.4 Perfilamento dos corpos-de-prova

Antes de iniciar os ensaios simulando a abrasão, os corpos-de-prova foram levados ao

projetor de perfil (NIKON 6C, Japão).

Figura 6. Perfil original do corpo-de-prova no perfilômetro

O corpo-de-prova era colocado em uma mesa posicionadora devidamente marcada,

que permite seu reposicionamento posterior para a realização da leitura após o ensaio de

abrasão.

Para traçar o perfil do corpo-de-prova, foi utilizado papel milimetrado, calibrado com

espaços de 0,05mm, correspondendo cada um desses espaços a 50µm. Através deste, o perfil

original dos corpos-de-prova era obtido e copiado para posterior análise na alteração de

contorno.

Figura 7. Traçado do contorno original

4.1.5 Rugosidade superficial da pastilha antagonista

De acordo com o método DIN da Norma ISO/TS 14569-2, a superfície da pastilha

antagonista deverá ter rugosidade superficial de 0,75µm. Todas as pastilhas antagonistas

foram preparadas por lixamento e levadas ao rugosímetro – SPJ 2 (Mitutoyo, Japão) para

obter a rugosidade superficial indicada.

Figura 8. Rugosímetro SJ – 201P – Mitutoyo.

4.1.6 Ensaio de Abrasão

O ensaio de abrasão foi realizado na Máquina de Ensaios de Abrasão desenvolvida no

Departamento de Materiais Dentários e Prótese (Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto

– USP – Ribeirão Preto, Brasil). Nesse equipamento, um motor de ¼ CV e 1736 RPM

movimenta um excêntrico através do conjunto correia/polia. Este é conectado a um braço de

alavanca que passa a se movimentar à velocidade de 265 ciclos/min. A parte inferior deste

braço é presa à mesa e o movimento é transferido à base onde está fixado o recipiente que

recebe o material antagonista. Este recipiente tem curso de 10mm, resultando na velocidade

linear de ensaio de 88mm/s.

O corpo-de-prova foi fixado em uma haste com ajuste vertical, permitindo que este

fosse posicionado sobre o antagonista. A haste foi posicionada e totalmente liberada para que

todo o peso do conjunto (5N) incidisse sobre o corpo-de-prova. O ensaio perfez 40.000 ciclos

com o conjunto corpo-de-prova/antagonista totalmente imerso em água deionizada. Este

equipamento foi desenvolvido segundo a norma ISO/TS 14569-2 (Dental Materials –

Guidance on testing of wear – Part 2: Wear by two - and/or three body contact, 2001) sob

Método Freiburg.

Figura 9. Máquina de ensaio de abrasão

Os corpos-de-prova e as pastilhas antagonistas de resina Solidex ficaram armazenados

durante 7 dias, em água destilada em estufa à temperatura de 37° ± 1° C previamente à

realização dos ensaios.

Na máquina a pastilha antagonista foi posicionada, dentro do recipiente e imersa em

água deionizada — Norma ISO 3696.

O corpo-de-prova foi fixado numa haste com ajuste vertical, permitindo que o mesmo

fosse colocado diretamente sobre a pastilha antagonista.

O percurso realizado no ensaio era limitado pelo tamanho do recipiente que contém a

pastilha (10mm). Assim que ajustada, a haste foi totalmente liberada para que todo o seu peso

(500g => ~5N) incidisse sobre o corpo-de-prova durante o ensaio, cujo tempo para cada

corpo-de-prova era de 150min totalizando 40.000 ciclos, com freqüência de 4Hz.

Imediatamente após a remoção da água deionizada, os corpos-de-prova foram secos

com toalha de papel e jatos suaves de ar. Em seguida tiveram seu contorno final traçado no

perfilômetro (NIKON 6C, Japão) sobreposto no papel milimetrado inicial.

Figura 10. Traçado do contorno após ensaio

sobreposto ao traçado original

A medida do desgaste foi determinada pela diferença linear entre os dois traçados,

utilizando um paquímetro digital (Mitutoyo CD -15C, Japão) com precisão de 0,01 mm.

Figura 11. Paquímetro digital.

4.2 Microdureza Superficial

Foram utilizados 6 incisivos laterais superiores esquerdos de cada marca comercial

(n=48).

Quadro 02. Grupos de dentes utilizados no ensaio de microdureza superficial. n Marca Fabricante








Grupo V 12 SR ANTARIS DCL Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VI 12 IVOSTAR Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VII 12 SR VIVODENT PE Ivoclar Vivadent Ltda.

4.2.1 Confecção dos corpos-de-prova

Os corpos-de-prova foram incluídos em resina acrílica autopolimerizável incolor

(Clássico, Ind. Bras.) utilizando um delineador FORP/USP, com uma ponta para estabilizar o

corpo-de-prova com a superfície vestibular para cima no momento do vazamento da resina no

PVC de 1 polegada. Foi feito o isolamento com vaselina no encaixe onde estava descansando

o corpo-de-prova, para facilitar a remoção do mesmo.

Após presa final da resina acrílica, a superfície vestibular dos dentes foi aplainada

levemente com a utilização de uma lixa d´água de granulação fina (1.200).

Figura 12. Corpo de prova incluído.

4.2.2 Leitura da microdureza

A leitura da microdureza Vickers foi realizada em um Microdurômetro (Shimadzu

HMV-2, Japão), com carga de 0,5Kg., durante 20 segundos. Foram realizadas 03 leituras em

cada corpo-de-prova, sendo: 01 leitura na região incisal, 01 leitura na região média, e 01

leitura na região cervical.

Figura 13. Microdurômetro HMV-2

4.3 Estabilidade de cor

Para o ensaio de estabilidade de cor, foram utilizados 6 incisivos centrais superiores

direitos de cada marca comercial (n=48).

Quadro 03. Grupos de dentes utilizados no ensaio de cor. n Marca Fabricante








Grupo V 12 SR ANTARIS DCL Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VI 12 IVOSTAR Ivoclar Vivadent Ltda.

Grupo VII 12 SR VIVODENT PE Ivoclar Vivadent Ltda.

4.3.1 Confecção das matrizes

Para posicionamento dos incisivos centrais superiores direitos foram confeccionadas 6

matrizes de resina acrílica incolor autopolimerizável, uma para cada marca de dente, com a

cópia negativa da superfície palatina dos mesmos. Para confecção dessas matrizes utilizou-se

a borracha suporte do espectrofotômetro. Nessas matrizes os dentes podiam ser inseridos e

removidos sempre na mesma posição.

Figura 14. Matriz pronta. Figura 15. Corpo-de-prova posicionado na matriz.

4.3.2 Análise espectrofotométrica da cor dos dentes artificiais antes e após o processo de

envelhecimento artificial acelerado

Após a confecção das matrizes, os dentes foram posicionados e submetidos à leitura da

cor através do Espectrofotômetro PCB 6807 BYK GARDNER (Geretsried, Alemanha). O

dente, posicionado sobre a base, foi acoplado a uma barra opaca, através de um único eixo de

inserção possível. Essa barra opaca possui uma perfuração de 8mm de diâmetro em sua

superfície, coincidente com a área central da superfície vestibular do dente. Sobre esta

perfuração foi posicionado o aparelho de leitura de cor. As amostras receberam em sua base

uma marcação que possibilitou a padronização das leituras de cor, através do posicionamento

sempre no mesmo local na abertura do aparelho, sendo colocado sobre elas o bloco de fundo

padrão branco (Standard For 45º, 0º, Reflectance and Color Gardner Laboratory Inc.,

Bethesda, EUA).

Figura 16. Espectrofotômetro

Uma vez acionado, pela pressão sobre o conjunto, o equipamento emite luzes de

componentes LED-30 lâmpadas LED, com 10 cores diferentes, dispostas de forma circular,

que acendem e incidem o feixe de luz em 45º com a superfície do material. Esse feixe é

refletido em 0º de volta para o aparelho, e assim este capta e registra os valores de L*, a* e b*

de cada amostra, tornando possível a medição quantitativa da cor do material. A medida de

cor foi obtida utilizando o sistema CIELAB, que posiciona a cor num sistema de cordenadas

onde: L representa a coordenada de luminosidade (escala de cinza); a e b representam

coordenadas de cromaticidade (a – eixo vermelho/verde; b – eixo amarelo/azul).

Após as leituras de cor os dentes foram submetidos ao Processo de Envelhecimento

Artificial Acelerado. Após o envelhecimento, os dentes foram novamente submetidos à

análise de cor para verificação da mudança total de cor (dE), que foi calculado pela fórmula:

Quando dE resultasse em valores ≥ 3,3 a modificação de cor seria considerada

clinicamente inaceitável (MUTLU-SAGESEN et al., 2001).

4.3.4 Processo de Envelhecimento Artificial Acelerado

O envelhecimento foi realizado no aparelho Sistema Acelerado de Envelhecimento

para Não-Metálicos-UV-B/Condensação (Comexim Matérias Primas Indústria e Comércio

Ltda., São Paulo, Brasil). O sistema de envelhecimento artificial acelerado simula as forças da

natureza predizendo a durabilidade relativa dos materiais expostos às intempéries. A chuva e

a neblina são simuladas pelo processo de condensação de água destilada, saturada de oxigênio

auto gerado pelo sistema. Os efeitos da luz do sol, onde apenas 1% da radiação provoca

degradação, são simulados por uma rede de 8 fontes de luz UV-B com radiação concentrada

em 280/320nm como na natureza. A temperatura de exposição é automaticamente controlada

de acordo com os programas estabelecidos para ciclos UV/condensação.

Figura 17. Sistema Acelerado de Envelhecimento para não-metálicos C-UV

Os dentes artificiais foram aderidos às placas fixadoras do aparelho utilizando silicone

especificamente indicado para tal, e levados à câmara de condensação frente à fonte de luz,

numa distância de 50mm desta. O programa de funcionamento fixado foi de 4 horas de

exposição ao UV-B a 50º C e 4 horas de condensação a 50º C, o tempo máximo de

envelhecimento foi de 384 horas (192 horas UVB/192 horas Condensação), simulando um

envelhecimento de 10 anos.

Figura 18. Dentes aderidos às placas fixadoras.

Após o término do processo de envelhecimento artificial acelerado os corpos-de-prova

foram novamente submetidos à análise de cor para verificação da mudança total de cor (dE).

4.4 Análise Estatística

Todos os resultados foram analisados utilizando o programa estatístico JMP 5.1 (SAS

Institute, Cary, NC, EUA). Os dados foram submetidos à análise estatística e as avaliações de

normalidade da distribuição amostral e da homogeneidade de variâncias foram feitas para as

variáveis estudadas. As análises foram realizadas para p<0,05.

5. RESULTADOS


Todos os corpos-de-prova, depois de ensaiados conforme metodologia descrita

anteriormente, foram submetidos novamente ao projetor de perfil, sobrepondo o contorno

anterior, demarcando as alterações ocorridas provenientes do desgaste simulado de abrasão. A

medida do desgaste foi determinada pela diferença linear entre os dois traçados, utilizando um

paquímetro digital (Mitutoyo CD -15C, Japão) com precisão de 0,01 mm. Os valores obtidos

foram submetidos à análise estatística com auxílio do programa JMP 5.1 (SAS Institute,

EUA).

Na Tabela 1 são apresentados os resultados do teste de resistência à abrasão dos dentes

artificiais testados.

Tabela 01. Valores originais, médias e desvio-padrão de todos os corpos-de-prova contra ambos os antagonistas (metálicos, Ni-Cr e resina indireta, Solidex) após o ensaio de resistência à abrasão (em µm).

Dentes artificiais (Marcas) Antagonistas BL BD BC GN OR PO TRI

1,96 3,05 4.49 4,28 2,72 2,10 4,04 4,65 2,61 4,57 3,75 3,89 2,48 4,33 3,01 3,67 5,71 4,65 3,23 2,90 2,43 4,14 4,42 3,73 4,78 2,65 3,58 2,36 5,57 3,86 3,50 3,83 2,01 2,08 2,86

Resina indireta

2,88 5,41 4,91 5,73 2,15 0,86 3,67

Média(DP) 3,70 (1,32)

3,23 (0,99)

4,48 (0,80)

4,50 (0,73)

2,77 (0,69)

2,33 (0,91)

3,28 (0,84)

2,72 5,63 8,31 6,26 10,66 1,99 4,62 4,28 4,05 7,45 7.91 8,80 1,60 4,19 3,41 4,53 6,22 5,99 8,61 1,06 3,49 3,76 6,37 6,12 6,30 11,09 2,17 4,69 4,39 8,03 4,50 5,05 11,71 2,18 4,56

Liga de Ni-Cr

3,65 3,61 7,62 3,99 11,86 1,73 4,31

Média(DP) 3,70 (0,61)

5,37 (1,65)

6,70 (1,37)

5,91 (1,31)

10,45 (1,42)

1,78 (0,42)

4,30 (0,43)

Na Tabela 2 são apresentados os resultados da análise de variância para os dados de

desgaste obtidos no teste de resistência à abrasão.

Tabela 02. Análise de variância. Fonte DF Soma de Quadr. Quadr. Médio F Prob > F (P)

Abrasão 13 368,04819 28,3114 26,2410 <,0001 Erro 70 75,52285 1,0789

C. Total 83 443,57104

Na Tabela 3 são apresentadas as comparações entre as médias de desgaste analisadas

pelo teste complementar de Tukey-Kramer HSD.

Tabela 03. Comparação de todos os pares usando o teste Tukey-Kramer HSD. Marcas comerciais Médias

ORM A 10,455000 BCM B 6,703333 GNM B C 5,916667 BDM B C D 5,370000 GNR C D E 4,503333 BCR C D E 4,485000 TRM C D E F 4,300000 BDR C D E F G 3,836667 BLR D E F G 3,701667 BLM D E F G 3,701667 TRR E F G 3,281667 ORR E F G 2,775000 POR F G 2,333333 POM G 1,788333

Letras iguais significam que são estatisticamente iguais.

Em relação aos antagonistas, apenas o OR (M = 10,45±1,42µm e R = 2,77±0,69µm) e

o BC (M = 6,70±1,37µm e R = 4,48±0,80µm) apresentaram diferenças estatísticas (p>0,05).

Apresentaram melhores resultados o PO (R = 2,33±0,91µm e M = 1,78±0,42µm), em seguida

o BL (R = 3,70±1,32µm e M = 3,70±0,61µm), estatisticamente iguais para ambos os

antagonistas. A maior variação de resultados foi para o OR que apresentou o pior resultado

contra antagonistas de Ni-Cr (10,45±1,42µm) e resultados semelhantes aos melhores contra

resina indireta (2,77±0,69µm). Na tabela 03 podemos observar que os dentes da marca

Orthosit testados contra antagonistas metálicos, foram os únicos que apresentaram diferenças

estatísticas significantes entre todos os outros dentes.

Na figura 19, podemos observar que para os dentes da marca Blue Dent, Biocler,

Gnathostar, Orthosit e Trilux, os valores de desgaste foram maiores quando testados contra

antagonistas metálicos, diferentemente dos dentes da marca Postaris que desgastou mais

contra antagonistas de resina indireta, e dos dentes da marca Biolux que obtiveram valores

iguais de desgaste para ambos os antagonistas.

Desgaste à abrasão

0,00

2,00

4,00

6,00

8,00

10,00

12,00

14,00

BL BD BC GN OR PO TRI

Marcas comerciais

Desgaste (mm)

M

R

Figura 19. Quantidade de desgaste (µm) de todas as marcas comerciais

contra ambos os antagonistas.

5.2 Microdureza superficial

Na Tabela 4 são apresentados os resultados do teste de microdureza superficial

Vickers dos dentes artificiais testados.

Tabela 04. Valores médios e desvio-padrão da microdureza superficial dos corpos-de-prova

(VHN). Dentes artificiais (Marcas) BL BD BC IVOS VIVO ANT TRI

22,1 19,7 22,7 21,9 19,2 22,9 21,4 21,4 20,1 21,4 21,2 18,2 22,9 19,7 22,1 20,1 22,0 21,5 20,2 21,1 18,6 22,0 18,3 20,1 21,5 19,5 22,3 20,5 22,4 18 20,1 20,3 18,1 21,7 19,9

Microdureza superficial (VHN)

21,9 19,2 20,2 20,2 19,4 20,9 20,7

Média (DP) 22,1 (0,91)

18,9 (1,54)

21,0 (1,80)

21,1 (0,98)

19,1 (0,99)

21,9 (1,58)

20,1 (1,98)

Na Tabela 5 são apresentados os resultados da análise de variância para os dados de

microdureza superficial Vickers dos dentes artificiais testados.

Tabela 05. Análise de variância. Fonte DF Soma de Quadr. Quadr. Médio F Prob > F (P)

Microd. 6 173,70159 28,9503 13,6013 <,0001

Erro 119 253,29056 2,1285

C. Total 125 426,99214

Na Tabela 6 são apresentadas as comparações entre as médias de microdureza

superficial analisadas pelo teste complementar de Tukey-Kramer HSD.

Tabela 06. Comparação de todos os pares usando o teste Tukey-Kramer HSD.

Marcas comerciais Médias (VHN).

BL A 22,111111 ANT A 21,983333 IVOS A B 21,088889 BC A B 21,083333 TRI B C 20,133333 VIVO C 19,166667 BD C 18,950000

Letras iguais significam que são estatisticamente iguais

Microdureza Vickers

0,00

5,00

10,00

15,00

20,00

25,00

BL BD BC IVOS VIVO ANT TRI

Marcas comerciais

Microdureza(VHN)

BL

BD

BC

IVOS

VIVO

ANT

TRI

Figura 20. Valores médios de microdureza superficial dos corpos-de-prova.

5.3 Estabilidade de cor

Os valores espectrofotométricos para alteração de cor obtida antes e após a realização

do procedimento de envelhecimento artificial acelerado, de cada corpo-de-prova de todas as

marcas comerciais estudadas podem ser vistos no Apêndice A.

A Tabela 7 apresenta os valores de ∆E, as médias e respectivos desvios-padrão das

sete diferentes marcas de dentes artificiais de resina testados.

Tabela 07. Alteração de cor (∆E) de todos os corpos-de-prova.

Dentes artificiais (Marcas) BL BD BC IVOS VIVO ANT TRI

1,56 4,07 2,19 2,39 2,55 1,28 2,82 1,37 4,38 2,30 3,09 1,94 2,04 2,42 0,94 4,85 1,42 2,05 1,37 2,84 2,49 1,65 4,17 2,11 2,11 1,83 4,07 2,54 1,62 4,69 1,58 2,34 1,11 3,26 2,26

Corpos-de-prova (∆E)

1,22 4,11 1,89 1,83 2,94 2,92 2,67 Média (DP)

1,39 (0,27)

4,37 (0,32)

1,91 (0,35)

2,30 (0,43)

1,95 (0,69)

2,73 (0,96)

2,53 (0,19)

Na Tabela 8 são apresentados os resultados da análise de variância dos dados obtidos

para a alteração de cor observada para os dentes artificiais testados.

Tabela 08. Análise de variância para ∆E. Fonte DF Soma de Quadr. Quadr. Médio F Prob > F (P) Cor 6 32,845295 5,47422 19,6026 <,0001 Erro 35 9,774067 0,27926

C. Total 41 42,619362

Na Tabela 9 são apresentadas as comparações entre as médias de ∆E analisadas pelo

teste complementar de Tukey-Kramer HSD.

Tabela 09. Comparação de todos os pares usando o teste Tukey-Kramer HSD para ∆E. Marcas comerciais Médias

BD A 4,3783333 ANT B 2,7350000 TRI B 2,5333333 IVOS B C 2,3016667 VIVO B C 1,9566667 BC B C 1,9150000 BL C 1,3933333

Letras iguais significam que são estatisticamente iguais

De acordo com a análise estatística (tabela 09) e a figura 21, podemos observar que

todos os dentes estudados apresentaram alguma alteração de cor após o procedimento de

envelhecimento artificial acelerado, seja ela discreta ou clinicamente inaceitável (∆E≥3,3). Os

dentes da marca Blue Dent apresentaram-se estatisticamente diferentes das outras marcas e

foram os únicos que apresentaram valores de ∆E≥3,3.

Estabilidade de cor

0

1

2

3

4

5

BL BD BC IVOS VIVO ANT TRI

Marcas comerciais

Estabilidade de cor

( ∆E)

BL

BD

BC

IVOS

VIVO

ANT

TRI

Figura 21. Alteração de cor dos dentes artificiais de resina.

6. DISCUSSÃO

O trabalho de pesquisa que visa a escolha dos materiais restauradores que substituem

estruturas dentais perdidas tem se tornado uma realidade clínica preocupante tanto para o

profissional quanto para o paciente, pois é necessário conjugar as necessidades deste às

características dos materiais a serem utilizados. Esta dinâmica faz com que o cirurgião-

dentista analise diversos materiais a fim de verificar se as propriedades exibidas por eles

seriam suficientes para atender o ambiente que se estabelecerá e as funções que irão cumprir.

De acordo com Hirano et al. (1998), a avaliação da quantidade de desgaste de dentes

artificiais é importante devido à sua influência na manutenção da máxima intercuspidação em

relação cêntrica, eficiência mastigatória, dimensão vertical de oclusão e estabilidade oclusal.

Inúmeros trabalhos de simulação de uso de dentes artificiais têm sido feitos para

avaliar grau de desgaste, nesse estudo o objetivo foi avaliar o grau de desgaste contra dois

diferentes antagonistas (metálico - Ni-Cr e resina indireta - Solidex).

A partir de estudos que objetivam a avaliação das características dos materiais

restauradores em relação à resistência abrasiva, sabe-se que não há liga ideal em todos os seus

propósitos (ANUSAVICE, 1998) e que o material restaurador adequado deve causar mínimo

desgaste no esmalte oposto ou no material antagonista. A resina composta indireta Solidex,

um dos materiais antagonistas utilizados no presente estudo, apresenta boas condições para

absorver o estresse oclusal; permite fácil ajuste, reparo e polimento; não desgasta a estrutura

dental antagonista; possui estabilidade de cor e, ainda, é compatível com a dentina (HUDSON

et al., 1995).

Diversos testes in vitro têm sido usados para avaliar desempenho clínico de dentes

artificiais, os quais em sua maioria usam métodos que tentam simular o meio ambiente oral ou

algum método de simulação aproximada. Nesse estudo o ensaio perfez 40.000 ciclos a uma

velocidade 88mm/s, sendo que o conjunto corpo-de-prova/antagonista ficou totalmente

imerso em água deionizada no decorrer de todo o ensaio.

O fenômeno de desgaste por abrasão que ocorre na cavidade oral é resultado de uma

complexa interação entre diferentes mecanismos de desgaste e outros fatores como valor de

ph, temperatura e hábitos nutricionais, que influenciam no grau de desgaste e diferem de

pessoa para pessoa. Entretanto, seria praticamente impossível reproduzir essas condições da

cavidade oral nesse estudo in vitro.

Segundo Whitman et al. (1987) e Hirano et al. (1998), dentes artificiais de resina

acrílica melhorada (IPN, DCL), ou polímeros com adição de agentes inorgânicos são mais

resistentes do que os dentes convencionais de polimetil-metacrilato.

O grupo SR-Postaris-DCL (double cross-linking [DCL] polimetil-metacrilato),

apresentou realmente os menores valores de desgaste tanto contra antagonistas metálicos

quanto para os antagonistas de resina indireta, porém o grupo SR-Orthosit-PE (polímero com

preenchimento inorgânico), apresentou maior grau de desgaste contra Ni-Cr entre todos os

outros materiais testados, porém contra os antagonistas de resina indireta, esteve entre os que

apresentaram menores valores de desgaste.

A fabricação destes dentes sofreu diversos aprimoramentos no decorrer dos últimos

anos, objetivando-se a redução de algumas de suas propriedades adversas, tais como: baixa

resistência ao desgaste por abrasão e baixa estabilidade de cor. Prensagens múltiplas das

diferentes camadas dos dentes possibilitaram a obtenção de padrões estéticos de alta

qualidade e, supostamente, maior estabilidade de cor, enquanto que a formulação de resinas

com alto grau de ligações cruzadas entre as cadeias de polímeros permitiu a confecção de

dentes com maior dureza superficial e maior resistência ao desgaste por abrasão. A relação

entre a microdureza superficial e a resistência à abrasão dos dentes artificiais de acrílico já foi

confirmada anteriormente (SATOH et al., 1990), porém, não se sabe se estas propriedades

também se relacionam com a estabilidade de cor dos mesmos.

O processo de envelhecimento artificial acelerado simula o efeito a longa exposição

em condições ambientais, num processo que envolve exposição à luz ultravioleta e alterações

na temperatura e umidade. Um dos fatores importantes na estabilidade de cor são as mudanças

intrínsecas ocorridas na matriz resinosa causadas por radiação UV e aplicação da energia

térmica, fator este que não pode ser eliminado com o polimento (KOLBECK et al., 2006). O

processo de envelhecimento artificial utilizado no presente estudo submete as amostras tanto a

radiação UV como ao uso de energia térmica, provocando alterações intrínsecas na matriz, e

consequentemente alteração na cor das amostras.

Tal teste foi utilizado no presente estudo em um total de 384 horas de ação de

envelhecimento artificial, no qual corresponde a 10 anos de envelhecimento natural (ASTM,

2006). Alguns estudos, que avaliavam a estabilidade de cor de resinas indiretas, utilizaram

1440 horas de ação, porém grande parte dessa alteração de cor ocorre nas primeiras 300 horas

do processo de envelhecimento (RUYTER, NILNER, MÖLLER, 1987).

Em relação aos valores de aceitação clínica para alteração de cor (∆E) de um material

odontológico, há uma controvérsia na literatura. Alguns autores recomendam a substituição

do material restaurador por motivos estéticos em valores de ∆E acima de 3,3 (INOKOSHI et

al., 1996; KIM e HUM, 1996). Para outros autores, (CRAIG e POWERS, 2002; RUYTER,

NILNER, MOLLER, 1987), este valor de ∆E = 3,3 só é considerado clinicamente inaceitável

por 50% dos observadores, sendo os valores de ∆E>3,8 considerados inaceitáveis para todos

os observadores. Outros autores ainda consideram valores para ∆E entre 3,3 e 3,7

clinicamente inaceitáveis (GOUVEIA, 2004).

No presente estudo, o limiar de aceitação clínica adotado foi ∆E<3,3 (LEE e

POWERS, 2007). Desta forma, apesar de todas as marcas terem apresentado certa alteração

de cor, apenas os dentes da marca Blue Dent apresentaram ∆E>3,3, ou seja, valores

clinicamente inaceitáveis.

A análise instrumental da coloração oferece um potencial avanço quando comparada

com a determinação visual da cor, leituras instrumentais são objetivas, confiáveis e mais

rapidamente obtidas. O uso extensivo de colorímetros computadorizados e espectrofotômetros

são relatados na pesquisa odontológica (BREWER et al., 1991; ISHIKAWA-NAGAI et al.,

1994; OKUBO, 1998). Entretanto, a estabilidade de cor de dentes artificiais de resina acrílica

submetidos ao processo de envelhecimento artificial acelerado ainda é pouco estudado.

Para a determinação dos dentes artificiais utilizados neste estudo foi levada em conta

uma pesquisa informal de indicação junto a cirurgiões-dentistas e técnicos de prótese dentária,

procurando abranger diferentes faixas, inclusive de custo (de R$ 3,00 a R$ 105,00 a placa),

dos mais sofisticados aos mais populares.

Da análise geral dos resultados obtidos nos diferentes testes realizados depreende-se

que nem sempre o custo mais alto (Antaris/Postaris e Vivodent/Orthosit), determinado em

função de supostas melhores características, está justificado plenamente. Por exemplo, o

grupo Antaris/Postaris teve a melhor resistência à abrasão e bons resultados de microdureza

superficial Vickers, e sofreu grande variação de cor, embora clinicamente aceitável pelos

parâmetros utilizados. Isso se contrapõe ao custo mais alto encontrado entre os dentes

artificiais testados, já que a estética é um dos principais itens levados em conta para sua

indicação. Para o grupo Vivodent/Orthosit, houve melhor comportamento quanto à variação

de cor.

Para os dentes de valor comercial intermediário (Trilux e Gnatosthar/Ivostar) não

houve diferenças quanto à alteração de cor e microdureza superficial, mas houve melhor

comportamento do grupo Trilux em relação à resistência à abrasão.

Para o grupo dos dentes de valor comercial mais baixo, considerados populares, não

foram obtidos bons resultados em nenhum dos testes para o grupo Blue Dent. Para o grupo

Biocler embora houvesse maior desgaste no teste de resistência à abrasão e midrodureza

superficial Vickers intermediária, houve pequena alteração de cor, o que é interessante do

ponto de vista clínico. Para este grupo, no entanto, os melhores resultados foram obtidos para

o grupo Biolux que, aliás, apresentou a menor alteração de cor de modo geral, associada a

bons resultados de resistência à abrasão e de microdureza superficial Vickers.

Conclui-se, portanto, que a decisão do cirurgião-dentista pela indicação de qualquer

um dos dentes artificiais testados frente aos resultados obtidos neste estudo pode ser feita com

base na análise de características importantes na determinação de sua funcionalidade e

estética, aliada ao custo envolvido para o paciente.

7. CONCLUSÃO

Baseado na metodologia empregada, considerando as limitações existentes, e nos

resultados obtidos neste estudo, conclui-se que:

1- O antagonista presente ou planejado exerce influência na escolha do dente artificial a

ser utilizado na confecção da prótese;

2- A maior variação de resultados em relação à resistência à abrasão foi para o OR que

apresentou o pior resultado contra antagonistas de Ni-Cr (10,45±1,42 µm) e resultados

semelhantes aos melhores contra resina indireta (2,77±0,69µm);

3- O grupo PO apresentou os menores valores de desgaste tanto para antagonistas

metálicos (1,7±0,42µm) quanto para os de resina indireta (2,3±0,91µm);

4- Em relação à microdureza superficial Vickers os grupos BL e BD apresentaram os

maiores e menores valores de dureza superficial 22,11±0,91VHN e 18,95±1,54VHN,

respectivamente;

5- O procedimento de envelhecimento artificial acelerado provocou alteração de cor em

todos os dentes artificiais testados, sendo ela discreta ou clinicamente inaceitável

(∆E≥3,3) apenas para os dentes da marca Blue Dent (4,37±0,32). A menor variação de

∆E foi observada para o grupo Biolux (1,39±0,27).

8. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

1ANUSAVICE, K.J. Phillips: Materiais Dentários. 10. ed., Trad. Edson Jorge Lima Moreira (coord.). Rio de Janeiro: Editora Guanabara Koogan S. A., 1998.

ABE, Y.; SATO, Y.; OHKAWA, S. An in vitro study of high-strength resin posterior denture tooth wear. Int. J. Prosthodont., v.10, p.28-34, 1997.

APPELBAUM, M. Theories of posterior tooth selection: porcelain versus acrylic. Dent. Clin North. Am., v.28, n.2, p.299-306, 1984.

ASSUNÇÃO, W.G.; BARBOSA, D.B.; GOIATO, M.C. Evaluation of the wear rates of eight different brands of artificial resin teeth. Cienc. Odontol. Bras., v.8, n.4, p.6-12, 2005.

ASTM STANDARDS G154-00A. Standard practice for operating fluorescent light apparatus for UV exposure of nonmetallic materials. Annual Book of ASTM Standards., Pennsylvania: United States, v.14, n.4, p. 646-654, 2006.

BEZZON, O.L. et al. Effect of casting technique on surface roughness and consequent mass loss after polishing of NiCr and Coca base metal alloys: a comparative study with titanium. J. Prosthet. Dent., v.92, n.3, 2004.

BONACHELA, W.C.; ROSSETTI, P.H.O. Planos de tratamento com próteses tipo overdenture, In: _______. Overdentures; das raízes aos implantes osseointegrados., São Paulo: Santos, 2002. p.30.

BREWER, J.D.; GLENNON, J.S.; GALARPO, D.A. Spectrophotometric analysis of a nongreening metal-fusing porcelain. J. Prosthet. Dent., v.65, n.5, p.634-641, 1991.

BRIGAGÃO, V.; CAMARGO, F.; NEISSER, M. Avaliação in vitro da resistência ao desgaste de dentes artificiais. Cienc. Odontol. Bras., v.8, n.3, p. 55-63, 2005.

BUMGARDNER, J.D.; LUCAS, L.C. Surface analysis of nikel – chromium dental alloys. Dent. Mater., Copenhagen, v.9, n.4, p.252-9, 1993.

CLARK, E.B. An Analysis of Tooth Color. J. Am. Dent. Assoc., v.18, p.293, 1931.

COFFEY, J.P. et al. In vitro study of the wear characteristics of natural and artificial teeth. J. Prosthet. Dent., v.54, p.273-280, 1985.

1De acordo com: Associação Brasileira de Normas Técnicas. NBR 6023: Informação e Documentação: Referências: Elaboração. Rio de Janeiro, 2002.

CRAIG, R.G. e POWERS, J.M. Materiais Dentários Restauradores. São Paulo: Livraria Santos Editora Ltda., 2004.

DISCACCIATI, J. et al. Extensão de Polimerização de uma resina composta fotoativada por duas diferentes unidades laboratoriais. PCL Revista Brasileira de Prótese Clínica e Laboratorial., v.3, n.16, p.458-463, 2001-2002.

DOUGLAS, R.D. Precision of in vivo colorimetric assessments of teeth. J. Prosthet. Dent.; v.77, p.464-470, 1997.

DOUGLAS, W.H. et al. Wear rates of artificial denture teeth opposed by natural dentition. J. Clin. Dent., v.4, p.43-47, 1993.

FERRACANE, J.L.; MOSER, J.B.; GREENER, E.H. Ultraviolet light-induced yellowing of dental restorative resins. J. Prosthet. Dent., v.54, p.483-487, 1985.

FERRACANE, J.L. Materials in Dentistry: principles and applications. Philadelphia: Lippincott Williams and Wilkins, 2 ed, p.98-100, 2001.

FREITAS, K.M. Estudo comparativo in vitro da resistência de resina acrílicas termopolimerizáveis e de dentes artificiais de resina acrílica à abrasão por escovação. Ribeirão Preto, 2003. 87p. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo.

GOUVEIA, J.C. Estudo colorimétrico da translucidez de materiais restauradores odontológicos. São Paulo, 2004. 93p. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo.

GROSSI, M.L.; SOUZA, V.; ZUIM, P.R.J. Metalização das superfícies oclusais de dentes artificiais – com ligas alternativas. Rev. Gaúcha Odontol., v.47, n.3, p.172-174, 1999.

HARRISON, A. e DRAUGHN, R. A. Abrasive wear, tensile strength and hardness of dental composite resins – Is there relationship? J. Prosthet. Dent., St Louis, v.36, n.4, p.395-8, 1976.

HANGENBUCH, K. Artificial teeth: a simbiosis of materials, anatomy and science. Report Ivoclar – Vivadent., v.11, p.3-11, 1997.

HIRANO, S. et al.. In vitro wear of resin denture teeth. J. Prosthet. Dent., v.79, n.2, p.152-155, 1998.

HUDSON, J.D.; GOLDSTEIN, G.R.; GEORGESCU, M. Enamel wear caused by three different restorative materials. J. Prosthet. Dent., St Louis, v.74, n.6, p.647-54, 1995.

INOKOSHI, S.M.B. et al. Opacity and color changes of tooth-colored restorative materials. Oper. Dent., v.21, p.73-80, 1996.

ISHIKAWA-NAGAI, S. et al. Using a computer color-matching system in color reproduction of porcelain restorations. Part 3: A newly developed spectrophotometer designed for clinical application. Int. J. Prosthodont., v.7, n.1, p.50-55, 1994.

JOINER, A. Tooth colour: a review of the literature. J. Dent., v.32, p.3-12, 2004.

JOOSTE, C.; GEERTS, G.; ADAMS, L. Comparison of the clinical abrasion resistance of six commercially available denture teeth. J. Prosthet. Dent., v.77, n.1, p.23-27, 1997.

KIM, H.S.; HUM, C.M. Color differences between resin composites and shade guides. Quintessence Int., v.27, p.559-567, 1996.

KOLBECK, C. et al. Discoloration of facing and restorative composites by UV-irradiation and staining food. Dent. Mater., v.22, p.63-68, 2006.

KROETZE, H.J. et al. Prevalence and need for replacement of amalgam and composite restoration in Dutch adults. J. Dent. Rest., v.69, p.1270-1274, 1990.

LEE, Y.K., POWERS, J.M. Color changes of resin composites in the reflectance and transmittance modes. Dent. Mater., v.23, p.250-264, 2007.

LEWIS, A.J. Changes in the composition of a nickel-base partial denture casting alloy upon fusion and casting. Aust. Dent. J., Sidney, v.20, n.1, p. 14-8, 1975.

LINDQUIST, T.J.; OGLE, R.E.; DAVIS, E.L.; Twelve-month results of a clinical wear study of three artificial tooth materials. J. Prosthet. Dent., v.74, n.2, p.156-161, 1995.

MANDIKOS, M.N.; McGIVNEY, G.P.; DAVIS, E. BUSH, P.J.; CARTER, J.M. A comparison of the wear resistance and hardness of indirect composite resins. J. Prosthet. Dent., v.85, p.386-395, 2001.

McLAREN, K. Colour space, colour scales and colour difference. In: McDonald R, editor. Colour Physics for Industry., Huddersfiel: H. Chalesworth & Co Ltd; p.97-115, 1987.

MISCH, C.E. The effect of bruxismo on treatment planning for dental implants. Dent. Today., v.21, n.9, p.76-81, 2002.

MUTLU-SAGESEN, L. et al. Color stability of different denture teeth materials: an in vitro study. J. Oral. Science., v.43, n.3, p.193-205, Sep. 2001.

OGLE, R.E.; DAVID, L.J.; ORTMAN, H.R. Clinical wear study of a new tooth material: part II. J. Prosthet. Dent., v.54, p.67-75, 1985.

OGLE, R.E.; DAVIS, E.L. Clinical wear study of three commercially available artificial tooth materials: thirty-six month results. J. Prosthet. Dent., v.79, p.145-151, 1998.

OKUBO, S.R. et al. Evaluation of visual and instrumental shade matching. J. Prosthet. Dent., v.80, n.6, p.642-648, 1998.

O’BRIEN, W.J. et al. Color distribution of three regions of extracted human teeth. Dent. Mater., v.13, n.3, p.179-185, 1997.

POWERS, J.M.; DENNISON, J.B.; KORAN, A. Color stability of restorative resins under accelerate aging. J. Dent. Res., v.57, p.964-970, 1978.

RAGAIN, J.C.; JOHNSTON, M.W. Color acceptance of direct dental restoratives by human observers. Color Res. Appl., v.25, p.278-285, 2000.

REIS, K.R. Análise da microdureza superficial Knoop e da resistência ao desgaste de dentes artificiais de resina acrílica. Bauru, 2005.130p. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia de Bauru, Universidade de São Paulo.

ROLLO, J.M.D.A. e ROSSITTI, S.M. Restauração metalocerâmica: um estudo comparativo da compatibilidade térmica de ligas Ni-Cr e porcelanas odontológicas. Rev. Odontol. Univ São Paulo., v.13, n.1, p.61-6, 1999.

RUYTER, I.E. et al. Color stability of dental composite resin materials for crow and bridge veneers. Dent. Mater., v.3, p.246-251, 1987.

SAGESEN, M. et al. Color stability of different denture teeth materials: an in vitro study. J. Oral. Science., v.43, n.3, p.193-205, 2001.

SARAFIANOU, A. et al. Color stability and degree of cure of direct composite restoratives after accelerated aging. Oper. Dent., v.32, n.4, p.406-411, 2007.

SATO, Y.; AKAGAWA, Y.; OKHAWA, S. An in vitro study of high-strength resin posterior tooth wear. Int. J. Prostodont., v.10, n.1, p.28-34, 1997.

SATOY, Y. et al. Wear of artificial denture teeth by use of toothbrushes. Part 1: Abrasive wear of anterior teeth. J. Nihon. Univ. Sch. Dent., v.32, n.4, p.247-258, 1990.

SATOH, Y.; NAGAI, E.; MAEJIMA, K.; MATSUZU, R. et al. Wear of denture teeth by use of metal plates – part 2: abrasive wear of posterior teeth. J. Nihon. Univ. Sch. Dent., v.34, n.1, p.16-27, 1992.

SEGHI, R.R.; ROSENSTIEL, S.F.; BAUER,P. Abrasion of human enamel by different dental ceramics in vitro. J. Dent. Res., Chicago, v.70, n.3, p.221-5, 1991.

SPROULL , R.C. Color matching in dentistry. Part I. The three-dimensional nature of color. J. Prosthet. Dent., v.86, n.5, p.453-457, 2001.

SPROULL, R.C. Color matching in dentistry. Part II. Practical applications of the organization of color. J. Prosthet. Dent., v.86, n.5, p.458-464, 2001.

STOBER, T. et al. Wear of resin denture teeth by two-body contact. Dent. Mater., v.22, p.243-249, 2006.

SUZUKI, S.; TAMURA, F. In vitro wear of nano-composite denture teeth. Int. J. Prosthodont., v.13, p.238-243, 2004.

TEOH, S. H. et al. Bruxism-type dental wear simulator for ranking of dental restorative materials. J. Biomed. Mater. Res., v.43, n.2, p.175-83, 1998.

VAN DER BURGT, T.P. et al. A comparison of new and conventional methods for qualification of tooth color. J. Prosthet. Dent., v.63, n.2, p.155-162, 1990.

WARREN, K. e CAPP, N.J. Occlusal accuracy in restorative dentistry: the role of the clinician in controlling clinical and laboratory procedures. Quintessence Int., v.22, n.9, p. 695-702, 1991.

WATTS, A.; ADDY, M. Tooth discoloration and staining: a review of the literature. Br Dent J., v.190, n.6, p.309-316, 2001.

WEISS, P.A. New design parameters: utilizing the propertie of nickel-chromium superalloys. Dent. Clin. North Am., Philadelphia, v.21, n.4, p.769-85, 1977.

WHITMAN, D.J. et al. In vitro wear rates of three types of commercial denture tooth materials. J. Prosthet. Dent., v.57, p.243-246, 1987.

WILEY, M.G. Effects of porcelain on occluding surfaces of restored teeth. J. Prosthet. Dent., v.61, n.2, p.133-7, 1989.

WINKLER, S.; MONASKY, G.E.; KWOK, J. Laboratory wear investigation of resin posterior denture teeth. J. Prosthet. Dent., v.67, n.6, p.812-814, 1992.

YIP, K.H.; SMALES, R.J.; KAIDONIS, J.A. Differential wear of teeth and restorative materials: clinical implications. Int. J. Prosthodont., v.17, p.350-356, 2004.

ZENG, J. et al. In vitro wear resistance of three types of composite resin denture teeth. J. Prosthet. Dent., v.94, p.453-457, 2005.

APÊNDICE A

Resistência à abrasão

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Biolux contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm BL 1M 2.72 BL 2M 4.28 BL 3M 3.41 BL 4M 3.76 BL 5M 4.39 BL 6M 3.65 BL 1R 1.96 BL 2R 4.65 BL 3R 3.01 BL 4R 4.14 BL 5R 5.57 BL 6R 2.88

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Blue Dent contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm BD 1M 5.63 BD 2M 4.05 BD 3M 4.53 BD 4M 6.37 BD 5M 8.03 BD 6M 3.61 BD 1R 3.05 BD 2R 2.61 BD 3R 3.67 BD 4R 4.42 BD 5R 3.86 BD 6R 5.41

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Biocler contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm BC 1M 8.31 BC 2M 7.45 BC 3M 6.22 BC 4M 6.12 BC 5M 4.50 BC 6M 7.62 BC 1R 4.49 BC 2R 4.57 BC 3R 5.71 BC 4R 3.73 BC 5R 3.50 BC 6R 4.91

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Gnathostar contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm GN 1M 6.26 GN 2M 7.91 GN 3M 5.99 GN 4M 6.30 GN 5M 5.05 GN 6M 3.99 GN 1R 4.28 GN 2R 3.75 GN 3R 4.65 GN 4R 4.78 GN 5R 3.83 GN 6R 5.73

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Orthosit contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm OR 1M 10.66 OR 2M 8.80 OR 3M 8.61 OR 4M 11.09 OR 5M 11.71 OR 6M 11.86 OR 1R 2.72 OR 2R 3.89 OR 3R 3.23 OR 4R 2.65 OR 5R 2.01 OR 6R 2.15

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Postaris contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm PO 1M 1.99 PO 2M 1.60 PO 3M 1.06 PO 4M 2.17 PO 5M 2.18 PO 6M 1.73 PO 1R 2.10 PO 2R 2.48 PO 3R 2.90 PO 4R 3.58 PO 5R 2.08 PO 6R 0.86

Valores originais do desgaste à abrasão dos dentes da marca Trilux contra ambos os antagonistas.

Corpo-de-prova Desgaste em µm TR 1M 4.62 TR 2M 4.19 TR 3R 3.49 TR 4M 4.69 TR 5M 4.56 TR 6M 4.31 TR 1R 4.04 TR 2R 4.33 TR 3R 2.43 TR 4R 2.36 TR 5R 2.86 TR 6R 3.67

Microdureza Superficial Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Biolux.

I M C X‾ S BL 1 20,3 21,9 24,2 22,1 1,96 BL 2 21,6 21,2 21,5 21,4 0,21 BL 3 21,9 22,7 21,7 22,1 0,53 BL 4 23,1 23,0 22,2 22,0 0,49 BL 5 21,9 23,5 21,7 22,4 0,99 BL 6 21,6 22,4 21,6 21,9 0,46

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Blue Dent.

I M C X‾ S BD 1 18,8 19,9 20,4 19,7 0,82 BD 2 19,7 20,1 20,4 20,1 0,35 BD 3 20,7 20,3 14,4 20,1 0,67 BD 4 18,6 19,1 17,2 18,3 0,98 BD 5 16,9 18,7 18,3 18,0 0,95 BD 6 19,3 19,1 19,2 19,2 0,10

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Biocler.

I M C X‾ S BC 1 19,7 22,9 25,6 22,7 2,95 BC 2 23,8 20,7 19,7 21,4 2,14 BC 3 21,9 22,3 21,7 22,0 0,31 BC 4 20,3 20,1 20,0 20,1 0,15 BC 5 22,6 19,0 18,7 20,1 2,17 BC 6 20,5 20,0 20,0 20,2 0,29

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Ivostar.

I M C X‾ S IVOS 1 21,6 21,5 22,6 21,9 0,61 IVOS 2 20,0 22,7 21,0 21,2 1,37 IVOS 3 20,9 22,4 21,1 21,5 0,81 IVOS 4 21,2 22,0 21,2 21,5 0,46 IVOS 5 20,2 21,4 19,2 20,3 1,10 IVOS 6 20,6 19,6 20,4 20,2 0,53

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Vivodent.

I M C X‾ S VIVO 1 19,0 20,7 19,2 19,6 0,93 VIVO 2 18,3 17,7 18,7 18,2 0,50 VIVO 3 19,2 20,7 20,7 20,2 0,87 VIVO 4 18,9 20,5 19,0 19,5 0,90 VIVO 5 17,7 18,1 18,5 18,1 0,40 VIVO 6 19,9 19,6 18,6 19,4 0,68

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Antaris.

I M C X‾ S ANT 1 23,6 24,6 20,5 22,9 2,14 ANT 2 25,4 20,8 22,6 22,9 2,32 ANT 3 20,4 20,7 22,1 21,1 0,91 ANT 4 23,0 21,5 22,5 22,3 0,76 ANT 5 23,9 21,2 20,1 21,7 1,96 ANT 6 21,6 20,4 20,8 20,9 0,61

Valores (VHN) da microdureza superficial dos terços incisal, médio e cervical dos corpos-de-prova da marca Trilux.

I M C X‾ S TR 1 19,4 21,4 23,3 21,4 1,95 TR 2 18,4 19,8 20,8 19,7 1,21 TR 3 16,6 19,3 19,9 18,6 1,76 TR 4 16,6 20,1 24,9 20,5 4,16 TR 5 20,1 19,4 20,02 19,9 0,44 TR 6 21,6 20,4 20,2 20,7 0,76

Estabilidade de cor

Resultados da espectrofotometria dos corpos-de-prova (6) das sete marcas comerciais dos dentes artificiais antes e após o procedimento de envelhecimento artificial acelerado.

Antes Após Diferença (∆) e ∆E

L* a* b* L* a* b* ∆L* ∆a* ∆b* ∆E

46,91 1,82 16,34 46,36 2,44 17,7 -0,54 0,62 1,33 1,56 45,87 2,67 15,51 46,58 2,77 16,69 0,71 0,10 1,17 1,37 46,39 2,40 16,89 46,50 2,91 17,68 0,11 0,51 0,79 0,94 46,73 3,34 16,33 47,51 3,35 17,80 0,77 0,01 1,47 1,65 47,35 4,64 16,69 47,67 3,30 17,56 0,32 -1,34 0,87 1,62

Biolux

46,95 3,63 16,25 46,74 2,78 17,11 -0,21 -0,85 0,85 1,22

45,46 1,12 14,93 45,62 2,22 18,86 0,15 1,09 3,92 4,07 45,52 0,92 13,90 44,73 1,86 18,12 -0,78 0,93 4,21 4,38 46,10 1,43 14,38 45,10 1,73 19,13 -0,99 0,29 4,74 4,85 46,01 1,82 14,80 45,07 2,69 18,78 -0,93 0,87 3,98 4,17 46,40 1,72 14,80 45,18 1,95 19,34 -1,22 0,22 4,53 4,69 B

lue Dent

46,32 1,00 15,04 45,53 1,66 19,04 -0,75 0,65 3,99 4,11

44,97 2,15 13,36 44,60 1,59 15,50 -0,38 -0,56 2,09 2,19 44,47 2,46 12,90 44,20 1,65 15,00 -0,31 -0,80 2,14 2,30 44,73 2,03 15,08 44,60 2,48 16,40 -0,12 0,45 1,35 1,42 44,89 2,06 13,42 44,30 2,03 15,40 -0,62 -0,03 2,02 2,11 44,66 1,93 14,33 44,80 2,01 15,90 0,12 0,07 1,58 1,58 B

iocler

41,74 1,26 12,06 41,60 1,56 13,90 -0,16 0,29 1,87 1,89

42,79 1,73 13,90 42,50 0,30 15,80 -0,25 -1,42 1,91 2,39 42,33 0,89 14,40 43,60 0,60 16,90 1,27 -1,45 2,42 3,09 42,21 1,26 13,90 43,00 0,75 15,80 0,75 -0,05 1,85 2,05 42,27 1,41 13,60 42,60 0,77 15,60 0,34 -0,64 1,99 2,11 42,16 1,31 13,32 42,50 0,15 15,40 0,29 -1,16 2,02 2,34 Iv

ostar

42,71 0,38 13,98 43,10 0,69 15,80 0,34 0,30 1,78 1,83

40,94 3,13 12,27 40,90 1,78 14,40 -0,07 -1,35 2,17 2,55 39,98 1,73 12,19 40,10 1,59 14,10 0,07 -0,14 1,94 1,94 39,91 1,76 12,58 39,90 2,04 13,90 -0,04 0,28 1,35 1,37 39,91 2,09 12,58 40,10 2,33 14,40 0,14 0,23 1,82 1,83 39,71 2,00 12,90 39,90 2,14 14,00 0,15 0,13 1,10 1,11 V

ivodent

38,74 2,23 12,46 39,90 0,55 14,80 0,55 -1,68 2,35 2,94

27,90 2,07 6,95 28,5 0,97 7,36 0,55 -1,09 0,40 1,28 27,98 2,33 7,35 29,0 0,62 7,76 1,05 -1,71 0,41 2,04 27,74 2,97 6,30 29,5 1,24 7,79 1,71 -1,73 1,48 2,84 27,73 3,39 5,04 29,3 0,82 7,77 1,60 -2,57 2,73 4,07 27,77 2,93 5,27 29,6 1,63 7,67 1,81 -1,30 2,39 3,26 A

ntaris

27,70 2,94 5,68 29,4 1,31 7,43 1,70 -1,63 1,71 2,92

38,76 2,30 12,69 39,4 0,53 14,80 0,62 -1,77 2,11 2,82 38,82 2,60 12,17 39,3 1,16 14,10 0,07 -0,14 1,94 1,94 38,86 2,13 12,42 39,2 0,80 14,50 0,30 -1,32 2,09 2,49 38,94 2,18 12,19 39,0 0,83 14,00 0,56 -1,33 2,10 2,54 38,26 3,70 12,14 39,4 1,04 14,1 0,47 -1,13 1,90 2,26

Trilux

38,44 2,16 11,87 39,8 2,02 13,6 1,50 -1,67 1,46 2,67

L* (luminosidade); a* (eixo vermelho-verde); b* (eixo azul-amarelo); ∆L* (L* “depois” – L* “antes”); ∆a* (a* “depois” – a* “antes”); ∆b* (b* “depois” – b* “antes”); e ∆E (alteração de cor)

APÊNDICE B

Oneway Analysis of DESGASTE By X1 – Resistência à abrasão

DESGASTE

0

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

11

12

BCM

BCR

BDM

BDR

BLMBLRGNM

GNR

ORM

ORR

POM

POR

TRMTRR

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Oneway Anova Summary of Fit Rsquare 0,829739 Adj Rsquare 0,798119 Root Mean Square Error 1,0387 Mean of Response 4,510833 Observations (or Sum Wgts) 84

Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% BCM 6 6,7033 0,42405 5,8576 7,549 BCR 6 4,4850 0,42405 3,6393 5,331 BDM 6 5,3700 0,42405 4,5243 6,216 BDR 6 3,8367 0,42405 2,9909 4,682 BLM 6 3,7017 0,42405 2,8559 4,547 BLR 6 3,7017 0,42405 2,8559 4,547 GNM 6 5,9167 0,42405 5,0709 6,762 GNR 6 4,5033 0,42405 3,6576 5,349 ORM 6 10,4550 0,42405 9,6093 11,301 ORR 6 2,7750 0,42405 1,9293 3,621 POM 6 1,7883 0,42405 0,9426 2,634 POR 6 2,3333 0,42405 1,4876 3,179 TRM 6 4,3000 0,42405 3,4543 5,146 TRR 6 3,2817 0,42405 2,4359 4,127 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% BCM 6 6,7033 1,37169 0,55999 5,2638 8,143 BCR 6 4,4850 0,80359 0,32806 3,6417 5,328 BDM 6 5,3700 1,65462 0,67549 3,6336 7,106 BDR 6 3,8367 0,99675 0,40692 2,7906 4,883 BLM 6 3,7017 0,61042 0,24920 3,0611 4,342 BLR 6 3,7017 1,32432 0,54065 2,3119 5,091 GNM 6 5,9167 1,31960 0,53872 4,5318 7,302 GNR 6 4,5033 0,73124 0,29853 3,7359 5,271 ORM 6 10,4550 1,42389 0,58130 8,9607 11,949 ORR 6 2,7750 0,69925 0,28547 2,0412 3,509 POM 6 1,7883 0,42640 0,17408 1,3409 2,236 POR 6 2,3333 0,91500 0,37355 1,3731 3,294 TRM 6 4,3000 0,43882 0,17915 3,8395 4,761 TRR 6 3,2817 0,84587 0,34533 2,3940 4,169

Means Comparisons Comparisons for all pairs using Tukey-Kramer HSD q* Alpha

3,47429 0,05 Abs(Dif)-LSD

ORM BCM GNM BDM GNR BCR TRM BDR BLR BLM TRR ORR POR POM

ORM -2,0835 1,6682 2,4548 3,0015 3,8682 3,8865 4,0715 4,5348 4,6698 4,6698 5,0898 5,5965 6,0382 6,5832 BCM 1,6682 -2,0835 -1,2968 -0,7502 0,1165 0,1348 0,3198 0,7832 0,9182 0,9182 1,3382 1,8448 2,2865 2,8315 GNM 2,4548 -1,2968 -2,0835 -1,5368 -0,6702 -0,6518 -0,4668 -0,0035 0,1315 0,1315 0,5515 1,0582 1,4998 2,0448 BDM 3,0015 -0,7502 -1,5368 -2,0835 -1,2168 -1,1985 -1,0135 -0,5502 -0,4152 -0,4152 0,0048 0,5115 0,9532 1,4982 GNR 3,8682 0,1165 -0,6702 -1,2168 -2,0835 -2,0652 -1,8802 -1,4168 -1,2818 -1,2818 -0,8618 -0,3552 0,0865 0,6315 BCR 3,8865 0,1348 -0,6518 -1,1985 -2,0652 -2,0835 -1,8985 -1,4352 -1,3002 -1,3002 -0,8802 -0,3735 0,0682 0,6132 TRM 4,0715 0,3198 -0,4668 -1,0135 -1,8802 -1,8985 -2,0835 -1,6202 -1,4852 -1,4852 -1,0652 -0,5585 -0,1168 0,4282 BDR 4,5348 0,7832 -0,0035 -0,5502 -1,4168 -1,4352 -1,6202 -2,0835 -1,9485 -1,9485 -1,5285 -1,0218 -0,5802 -0,0352 BLR 4,6698 0,9182 0,1315 -0,4152 -1,2818 -1,3002 -1,4852 -1,9485 -2,0835 -2,0835 -1,6635 -1,1568 -0,7152 -0,1702 BLM 4,6698 0,9182 0,1315 -0,4152 -1,2818 -1,3002 -1,4852 -1,9485 -2,0835 -2,0835 -1,6635 -1,1568 -0,7152 -0,1702 TRR 5,0898 1,3382 0,5515 0,0048 -0,8618 -0,8802 -1,0652 -1,5285 -1,6635 -1,6635 -2,0835 -1,5768 -1,1352 -0,5902 ORR 5,5965 1,8448 1,0582 0,5115 -0,3552 -0,3735 -0,5585 -1,0218 -1,1568 -1,1568 -1,5768 -2,0835 -1,6418 -1,0968 POR 6,0382 2,2865 1,4998 0,9532 0,0865 0,0682 -0,1168 -0,5802 -0,7152 -0,7152 -1,1352 -1,6418 -2,0835 -1,5385 POM 6,5832 2,8315 2,0448 1,4982 0,6315 0,6132 0,4282 -0,0352 -0,1702 -0,1702 -0,5902 -1,0968 -1,5385 -2,0835

Positive values show pairs of means that are significantly different. Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference ORM POM 8,666667 6,58315 10,75018 ORM POR 8,121667 6,03815 10,20518 ORM ORR 7,680000 5,59649 9,76351 ORM TRR 7,173333 5,08982 9,25685 ORM BLR 6,753333 4,66982 8,83685 ORM BLM 6,753333 4,66982 8,83685 ORM BDR 6,618333 4,53482 8,70185 ORM TRM 6,155000 4,07149 8,23851 ORM BCR 5,970000 3,88649 8,05351 ORM GNR 5,951667 3,86815 8,03518 ORM BDM 5,085000 3,00149 7,16851 BCM POM 4,915000 2,83149 6,99851 ORM GNM 4,538333 2,45482 6,62185 BCM POR 4,370000 2,28649 6,45351 GNM POM 4,128333 2,04482 6,21185 BCM ORR 3,928333 1,84482 6,01185 ORM BCM 3,751667 1,66815 5,83518 GNM POR 3,583333 1,49982 5,66685 BDM POM 3,581667 1,49815 5,66518 BCM TRR 3,421667 1,33815 5,50518 GNM ORR 3,141667 1,05815 5,22518 BDM POR 3,036667 0,95315 5,12018 BCM BLM 3,001667 0,91815 5,08518 BCM BLR 3,001667 0,91815 5,08518 BCM BDR 2,866667 0,78315 4,95018 GNR POM 2,715000 0,63149 4,79851 BCR POM 2,696667 0,61315 4,78018 GNM TRR 2,635000 0,55149 4,71851

Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BDM ORR 2,595000 0,51149 4,67851 TRM POM 2,511667 0,42815 4,59518 BCM TRM 2,403333 0,31982 4,48685 BCM BCR 2,218333 0,13482 4,30185 GNM BLM 2,215000 0,13149 4,29851 GNM BLR 2,215000 0,13149 4,29851 BCM GNR 2,200000 0,11649 4,28351 GNR POR 2,170000 0,08649 4,25351 BCR POR 2,151667 0,06815 4,23518 BDM TRR 2,088333 0,00482 4,17185 GNM BDR 2,080000 -0,00351 4,16351 BDR POM 2,048333 -0,03518 4,13185 TRM POR 1,966667 -0,11685 4,05018 BLR POM 1,913333 -0,17018 3,99685 BLM POM 1,913333 -0,17018 3,99685 GNR ORR 1,728333 -0,35518 3,81185 BCR ORR 1,710000 -0,37351 3,79351 BDM BLM 1,668333 -0,41518 3,75185 BDM BLR 1,668333 -0,41518 3,75185 GNM TRM 1,616667 -0,46685 3,70018 BDM BDR 1,533333 -0,55018 3,61685 TRM ORR 1,525000 -0,55851 3,60851 BDR POR 1,503333 -0,58018 3,58685 TRR POM 1,493333 -0,59018 3,57685 GNM BCR 1,431667 -0,65185 3,51518 GNM GNR 1,413333 -0,67018 3,49685 BLR POR 1,368333 -0,71518 3,45185 BLM POR 1,368333 -0,71518 3,45185 BCM BDM 1,333333 -0,75018 3,41685 GNR TRR 1,221667 -0,86185 3,30518 BCR TRR 1,203333 -0,88018 3,28685 BDM TRM 1,070000 -1,01351 3,15351 BDR ORR 1,061667 -1,02185 3,14518 TRM TRR 1,018333 -1,06518 3,10185 ORR POM 0,986667 -1,09685 3,07018 TRR POR 0,948333 -1,13518 3,03185 BLR ORR 0,926667 -1,15685 3,01018 BLM ORR 0,926667 -1,15685 3,01018 BDM BCR 0,885000 -1,19851 2,96851 BDM GNR 0,866667 -1,21685 2,95018 GNR BLM 0,801667 -1,28185 2,88518 GNR BLR 0,801667 -1,28185 2,88518 BCM GNM 0,786667 -1,29685 2,87018 BCR BLM 0,783333 -1,30018 2,86685 BCR BLR 0,783333 -1,30018 2,86685 GNR BDR 0,666667 -1,41685 2,75018 BCR BDR 0,648333 -1,43518 2,73185 TRM BLM 0,598333 -1,48518 2,68185 TRM BLR 0,598333 -1,48518 2,68185 BDR TRR 0,555000 -1,52851 2,63851 GNM BDM 0,546667 -1,53685 2,63018 POR POM 0,545000 -1,53851 2,62851 TRR ORR 0,506667 -1,57685 2,59018 TRM BDR 0,463333 -1,62018 2,54685 ORR POR 0,441667 -1,64185 2,52518 BLR TRR 0,420000 -1,66351 2,50351 BLM TRR 0,420000 -1,66351 2,50351 GNR TRM 0,203333 -1,88018 2,28685 BCR TRM 0,185000 -1,89851 2,26851 BDR BLM 0,135000 -1,94851 2,21851 BDR BLR 0,135000 -1,94851 2,21851 GNR BCR 0,018333 -2,06518 2,10185 BLR BLM 4,441e-16 -2,08351 2,08351

BIOLUX Oneway Analysis of HV By X1

HV

20

20,5

21

21,5

22

22,5

23

23,5

24

24,5

BLC BLI BLM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Row s

108Oneway Anova Summary of Fit Rsquare 0,109177 Adj Rsquare -0,0096 Root Mean Square Error 0,919541

Mean of Response 22,11111 Observations (or Sum Wgts) 18

Analysis of Variance Source DF Sum of Squares Mean Square F Ratio Prob > F X1 2 1,554444 0,777222 0,9192 0,4202 Error 15 12,683333 0,845556 C. Total 17 14,237778

Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Low er 95% Upper 95% BLC 6 22,1500 0,37540 21,350 22,950 BLI 6 21,7333 0,37540 20,933 22,533

BLM 6 22,4500 0,37540 21,650 23,250 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% BLC 6 22,1500 1,03296 0,42170 21,066 23,234 BLI 6 21,7333 0,89592 0,36576 20,793 22,674 BLM 6 22,4500 0,81670 0,33342 21,593 23,307

Means Comparisons Comparisons for all pairs using Tukey-Kramer HSD

q* Alpha

2,59747 0,05 Abs(Dif)-LSD BLM BLC BLI BLM -1,3790 -1,0790 -0,6623 BLC -1,0790 -1,3790 -0,9623

BLI -0,6623 -0,9623 -1,3790 Positive values show pairs of means that are signif icantly different. Level Mean BLM A 22,450000 BLC A 22,150000 BLI A 21,733333 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference

Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BLM BLI 0,7166667 -0,66232 2,095656 BLC BLI 0,4166667 -0,96232 1,795656 BLM BLC 0,3000000 -1,07899 1,678990

BLUE DENT Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

14

15

16

17

18

19

20

21

BDC BDI BDM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows

108Oneway Anova Summary of Fit Rsquare 0,109651 Adj Rsquare -0,00906 Root Mean Square Error 1,554384 Mean of Response 18,95 Observations (or Sum Wgts) 18


Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% BDC 6 18,3167 0,63457 16,964 19,669 BDI 6 19,0000 0,63457 17,647 20,353 BDM 6 19,5333 0,63457 18,181 20,886 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% BDC 6 18,3167 2,28247 0,93181 15,921 20,712 BDI 6 19,0000 1,27122 0,51897 17,666 20,334 BDM 6 19,5333 0,65013 0,26541 18,851 20,216


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD BDM BDI BDC BDM -2,3310 -1,7977 -1,1144 BDI -1,7977 -2,3310 -1,6477 BDC -1,1144 -1,6477 -2,3310 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean BDM A 19,533333 BDI A 19,000000 BDC A 18,316667 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BDM BDC 1,216667 -1,11437 3,547700 BDI BDC 0,683333 -1,64770 3,014366 BDM BDI 0,533333 -1,79770 2,864366

BIOCLER Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

19

20

21

22

23

24

25

26

BCC BCI BCM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows



Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% BCC 6 20,9500 0,77447 19,299 22,601 BCI 6 21,4667 0,77447 19,816 23,117 BCM 6 20,8333 0,77447 19,183 22,484 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% BCC 6 20,9500 2,47447 1,0102 18,353 23,547 BCI 6 21,4667 1,57056 0,6412 19,818 23,115 BCM 6 20,8333 1,48549 0,6064 19,274 22,392


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD BCI BCC BCM BCI -2,8449 -2,3282 -2,2116 BCC -2,3282 -2,8449 -2,7282 BCM -2,2116 -2,7282 -2,8449 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean BCI A 21,466667 BCC A 20,950000 BCM A 20,833333 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BCI BCM 0,6333333 -2,21157 3,478237 BCI BCC 0,5166667 -2,32824 3,361570 BCC BCM 0,1166667 -2,72824 2,961570

IVOSTAR Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

19

19,5

20

20,5

21

21,5

22

22,5

23

GNC GNI GNM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows

108Oneway Anova Summary of Fit Rsquare 0,147562 Adj Rsquare 0,033904 Root Mean Square Error 0,968275 Mean of Response 21,08889 Observations (or Sum Wgts) 18


Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% IVOS C 6 20,9167 0,39530 20,074 21,759 IVOS I 6 20,7500 0,39530 19,907 21,593 IVOS M 6 21,6000 0,39530 20,757 22,443 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% IVOS C 6 20,9167 1,11071 0,45344 19,751 22,082 IVOS I 6 20,7500 0,60581 0,24732 20,114 21,386 IVOS M 6 21,6000 1,10091 0,44944 20,445 22,755


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD GNM GNC GNI IVOS M -1,4521 -0,7687 -0,6021 IVOS C -0,7687 -1,4521 -1,2854 IVOS I -0,6021 -1,2854 -1,4521 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean IVOS M A 21,600000 IVOS C A 20,916667 IVOS I A 20,750000 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference IVOS M IVOS I 0,8500000 -0,60207 2,302073 IVOS M IVOS C 0,6833333 -0,76874 2,135406 IVOS C IVOS I 0,1666667 -1,28541 1,618740

VIVODENT Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

17,5

18

18,5

19

19,5

20

20,5

ORC ORI ORM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows



Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% VIVO C 6 19,1167 0,41227 18,238 19,995 VIVO I 6 18,8333 0,41227 17,955 19,712 VIVO M 6 19,5500 0,41227 18,671 20,429 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% VIVO C 6 19,1167 0,81833 0,33408 18,258 19,975 VIVO I 6 18,8333 0,75807 0,30948 18,038 19,629 VIVO M 6 19,5500 1,34722 0,55000 18,136 20,964


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD ORM ORC ORI VIVO M -1,5144 -1,0811 -0,7977 VIVO C -1,0811 -1,5144 -1,2311 VIVO I -0,7977 -1,2311 -1,5144 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean VIVO M A 19,550000 VIVO C A 19,116667 VIVO I A 18,833333 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference VIVO M VIVO I 0,7166667 -0,79774 2,231074 VIVO M VIVO C 0,4333333 -1,08107 1,947741 VIVO C VIVO I 0,2833333 -1,23107 1,797741

ANTARIS Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

20

21

22

23

24

25

POC POI POM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows



Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% ANT C 6 21,4333 0,61169 20,130 22,737 ANT I 6 22,9833 0,61169 21,680 24,287 ANT M 6 21,5333 0,61169 20,230 22,837 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% ANT C 6 21,4333 1,09484 0,44697 20,284 22,582 ANT I 6 22,9833 1,76909 0,72223 21,127 24,840 ANT M 6 21,5333 1,55134 0,63333 19,905 23,161


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD POI POM POC ANT I -2,2470 -0,7970 -0,6970 ANT M -0,7970 -2,2470 -2,1470 ANT C -0,6970 -2,1470 -2,2470 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean ANT I A 22,983333 ANT M A 21,533333 ANT C A 21,433333 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference ANT I ANT C 1,550000 -0,69697 3,796975 ANT I ANT M 1,450000 -0,79697 3,696975 ANT M ANT C 0,100000 -2,14697 2,346975

TRILUX Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

16

17

18

19

20

21

22

23

24

25

TRC TRI TRM

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05

Excluded Rows



Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% TRC 6 21,5500 0,69870 20,061 23,039 TRI 6 18,7833 0,69870 17,294 20,273 TRM 6 20,0667 0,69870 18,577 21,556 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% TRC 6 21,5500 2,05985 0,84093 19,388 23,712 TRI 6 18,7833 1,98637 0,81093 16,699 20,868 TRM 6 20,0667 0,77374 0,31588 19,255 20,879


q* Alpha 2,59747 0,05

Abs(Dif)-LSD TRC TRM TRI TRC -2,5666 -1,0833 0,2001 TRM -1,0833 -2,5666 -1,2833 TRI 0,2001 -1,2833 -2,5666 Positive values show pairs of means that are significantly different.

Level Mean TRC A 21,550000 TRM A B 20,066667 TRI B 18,783333 Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference TRC TRI 2,766667 0,20007 5,333265 TRC TRM 1,483333 -1,08326 4,049932 TRM TRI 1,283333 -1,28326 3,849932

TODOS OS DENTES Oneway Analysis of HV By X1- Microdureza Superficial

HV

14

15

16

17

18

19

20

21

22

23

24

25

26

BC BD BL GN OR PO TR

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05


Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% BC 18 21,0833 0,34387 20,402 21,764 BD 18 18,9500 0,34387 18,269 19,631 BL 18 22,1111 0,34387 21,430 22,792 IVOS 18 21,0889 0,34387 20,408 21,770 VIVO 18 19,1667 0,34387 18,486 19,848 ANT 18 21,9833 0,34387 21,302 22,664 TRI 18 20,1333 0,34387 19,452 20,814 Std Error uses a pooled estimate of error variance

Means and Std Deviations Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95% BC 18 21,0833 1,80432 0,42528 20,186 21,981 BD 18 18,9500 1,54739 0,36472 18,181 19,719 BL 18 22,1111 0,91516 0,21571 21,656 22,566 IVOS 18 21,0889 0,98512 0,23219 20,599 21,579 VIVO 18 19,1667 0,99587 0,23473 18,671 19,662 ANT 18 21,9833 1,58495 0,37358 21,195 22,772 TRI 18 20,1333 1,98435 0,46772 19,147 21,120


q* Alpha 2,99940 0,05

Abs(Dif)-LSD BL ANT IVOS BC TRI VIVO BD BL -1,4586 -1,3309 -0,4364 -0,4309 0,5191 1,4858 1,7025 ANT -1,3309 -1,4586 -0,5642 -0,5586 0,3914 1,3580 1,5747 IVOS -0,4364 -0,5642 -1,4586 -1,4531 -0,5031 0,4636 0,6802 BC -0,4309 -0,5586 -1,4531 -1,4586 -0,5086 0,4580 0,6747

q* Alpha TR 0,5191 0,3914 -0,5031 -0,5086 -1,4586 -0,4920 -0,2753 VIVO 1,4858 1,3580 0,4636 0,4580 -0,4920 -1,4586 -1,2420 BD 1,7025 1,5747 0,6802 0,6747 -0,2753 -1,2420 -1,4586 Positive values show pairs of means that are significantly different. Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BL BD 3,161111 1,70247 4,619755 ANT BD 3,033333 1,57469 4,491977 BL VIVO 2,944444 1,48580 4,403088 ANT VIVO 2,816667 1,35802 4,275310 IVOS BD 2,138889 0,68025 3,597532 BC BD 2,133333 0,67469 3,591977 BL TR 1,977778 0,51913 3,436421 IVOS VIVO 1,922222 0,46358 3,380866 BC VIVO 1,916667 0,45802 3,375310 ANT TR 1,850000 0,39136 3,308643 TR BD 1,183333 -0,27531 2,641977 BL BC 1,027778 -0,43087 2,486421 BL IVOS 1,022222 -0,43642 2,480866 TR VIVO 0,966667 -0,49198 2,425310 IVOS TR 0,955556 -0,50309 2,414199 BC TR 0,950000 -0,50864 2,408643 ANT BC 0,900000 -0,55864 2,358643 ANT IVOS 0,894444 -0,56420 2,353088 VIVO BD 0,216667 -1,24198 1,675310 BL ANT 0,127778 -1,33087 1,586421 IVOS BC 0,005556 -1,45309 1,464199

Estabilidade de Cor Oneway Analysis of dE By X1- Estabilidade de cor

dE

0,5

1

1,5

2

2,5

3

3,5

4

4,5

5

AN BC BD BL IS IV TR

X1

All Pairs

Tukey-Kramer

0,05


Means for Oneway Anova Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95% ANT 6 2,73500 0,21574 2,2970 3,1730 BC 6 1,91500 0,21574 1,4770 2,3530 BD 6 4,37833 0,21574 3,9404 4,8163 BL 6 1,39333 0,21574 0,9554 1,8313 IVOS 6 2,30167 0,21574 1,8637 2,7396 VIVO 6 1,95667 0,21574 1,5187 2,3946 TRI 6 2,53333 0,21574 2,0954 2,9713 Std Error uses a pooled estimate of error variance


q* Alpha 3,12594 0,05

Abs(Dif)-LSD

BD ANT TRI IVOS VIVO BC BL

BD -0,9537 0,6896 0,8913 1,1229 1,4679 1,5096 2,0313 ANT 0,6896 -0,9537 -0,7521 -0,5204 -0,1754 -0,1337 0,3879 TRI 0,8913 -0,7521 -0,9537 -0,7221 -0,3771 -0,3354 0,1863 IVOS 1,1229 -0,5204 -0,7221 -0,9537 -0,6087 -0,5671 -0,0454 VIVO 1,4679 -0,1754 -0,3771 -0,6087 -0,9537 -0,9121 -0,3904 BC 1,5096 -0,1337 -0,3354 -0,5671 -0,9121 -0,9537 -0,4321 BL 2,0313 0,3879 0,1863 -0,0454 -0,3904 -0,4321 -0,9537 Positive values show pairs of means that are significantly different. Levels not connected by same letter are significantly different Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference

Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference BD BL 2,985000 2,03127 3,938726 BD BC 2,463333 1,50961 3,417060 BD VIVO 2,421667 1,46794 3,375393 BD IVOS 2,076667 1,12294 3,030393 BD TRI 1,845000 0,89127 2,798726 BD ANT 1,643333 0,68961 2,597060 ANT BL 1,341667 0,38794 2,295393 TRI BL 1,140000 0,18627 2,093726 IVOS BL 0,908333 -0,04539 1,862060 ANT BC 0,820000 -0,13373 1,773726 ANT VIVO 0,778333 -0,17539 1,732060 TRI BC 0,618333 -0,33539 1,572060 TRI VIVO 0,576667 -0,37706 1,530393 VIVO BL 0,563333 -0,39039 1,517060 BC BL 0,521667 -0,43206 1,475393 ANT IVOS 0,433333 -0,52039 1,387060 IVOS BC 0,386667 -0,56706 1,340393 IVOS VIVO 0,345000 -0,60873 1,298726 TRI IVOS 0,231667 -0,72206 1,185393 ANT TRI 0,201667 -0,75206 1,155393 VIVO BC 0,041667 -0,91206 0,995393

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